JP2006346011A - 放射線撮像装置及びその制御方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 微小なコントラストを有する病変部を検知できるようにして、診断効率の向上を実現可能とする。
【解決手段】 被写体５０７のＸ線像を撮像する際に、撮像制御部５１１において、第１のＸ線管球５０１１に第１の電圧（Ｖ１）を供給するように制御し、第２のＸ線管球５０１２に第１の電圧とは異なる第２の電圧（Ｖ２）を供給するように制御して、第１のＸ線管球５０１１から出射される放射線の波長（λ１）と第２のＸ線管球５０１２から出射される放射線の波長（λ２）とが異なるようにするとともに、ガントリー５０９における駆動を制御し、また、画像処理部５１０において、メモリ５０５に記憶されている第１のＸ線検出回路部５０３１における第１の画像データと第２のＸ線検出回路部５０３２における第２の画像データとを演算処理して、被写体５０７の断層画像又は３次元画像を生成するようにする。
【選択図】 図１

Description

本発明は、医療用の診断や工業用の非破壊検査に用いて好適な放射線撮像装置及びその制御方法に関する。

従来、病院内などに設置されているＸ線撮影システムとしては、患者にＸ線を照射し、患者を透過したＸ線をフィルムに露光するフィルム撮影方式と、患者を透過したＸ線を電気信号に変換し、その電気信号を、ＡＤコンバータを用いてディジタル値として検出し、メモリに取り込むディジタル撮影方式とがある。

現在、後者のディジタル撮影方式の主流は、例えば、下記の特許文献１に示されるように、ＢａＢｒ：Ｅｕを代表材料としたイメージングプレート（ＩＰ）と呼ばれる輝尽性蛍光体に、Ｘ線像を一旦蓄像し、その後、レーザー光でＩＰをスキャンすることによりＩＰからの可視光を光電子増倍管などで電気信号に変換してディジタル化する方式である。

また、下記の特許文献２には、Ｘ線可視変換蛍光体にＸ線を照射し、Ｘ線量に比例して発光する可視光をアモルファスシリコン光センサで電気信号に変換して、ディジタル化する方式が示されている。このＸ線可視変換蛍光体としては、Ｇｄ₂Ｏ₂Ｓ：ＴｂやＣｓＩ：Ｔｌが代表的材料である。この装置は、ＦＰＤ（フラットパネルディテクタ）と呼ばれる。また、ＦＰＤの中には、Ｘ線可視変換蛍光体を用いずに、Ｘ線を直接吸収して電気信号に変換するＳｅやＰｂＩ₂などを材料に用いたものもある。

その他、Ｘ線を一次蛍光体に照射させ、その蛍光面からの光電子を電子レンズで加速、集束させ、二次蛍光面での蛍光像（Ｘ線像）を撮像管やＣＣＤで電気信号に変換する装置がある。これは、イメージインテンシファイア（Ｉ．Ｉ．）と呼ばれ、透視撮影に用いられる一般的方式であるが、電気信号をディジタル値として検出可能であり、ディジタル撮影方式のひとつである。

このように、Ｘ線画像をディジタル化する装置は、多種多様に存在しており、近年、その需要がますます高まってきている。画像データをディジタル化できれば、撮影データの記録、表示、印刷、保管が容易にできるという利点があるため、医療現場におけるディジタル化の要求は高まってきている。

フィルム撮影方式、いわばアナログ撮影方式から、上述のディジタル撮影方式に移り変わろうとしている昨今の医療現場において、Ｘ線撮影の第１のステップとしては、単純Ｘ線撮影が行われる。これは、例えば胸部の場合、胸部単純Ｘ線撮影と呼ばれ、人体の胸部正面（または側面）のＸ線撮影を行うものである。人体の胸部全域（上半身）を覆うためには、撮影領域として一般的には半切サイズ（３５ｃｍ×４３ｃｍ）以上、できれば４３ｃｍ×４３ｃｍ以上が必要といわれ、胸部単純Ｘ線撮影においては、周辺の画像の歪曲が問題視されるＩ．Ｉ．よりもＦＰＤの方が、今後有望視されるディジタル撮影方式である。

Ｘ線撮影の第１ステップとして単純撮影が行われ、その撮影画像を医師が読影をした結果、何らかの陰影が確認された場合、Ｘ線撮影の第２ステップとして一般的にＣＴ撮影が行われる。ＣＴ撮影は、単純撮影で確認された部位に対して断層画像を得るものである。ＣＴ撮影は、一般的に単純撮影に比べて被曝線量が多いため、単純撮影やそれに該当する検査を経由せずにいきなり実施されることは、緊急時などの一部の例外を除き、少ないといえる。

このＣＴ撮影の方法は、一般的にＸ線管からのＸ線をコリメータで絞り、扇状のファンビームと呼ばれるＸ線を患者に照射し、その透過光を、患者を挟んで対向側に配置されたＸ線を検出するＸ線検出素子を用いて検出する。このＣＴ撮影では、患者の撮影部位の周囲を、Ｘ線管とＸ線検出素子が対となって螺旋状に回転しながら撮影が行われる。そして、撮影された画像データは、コンピュータを用いて３次元画像データとして再構成される。

上記ファンビームを用いたＣＴ撮影では、Ｘ線検出素子が１次元アレー方向に並べたもの、もしくはそれらを数列に並べたものを用いており、撮影開始から終了まで時間がかかるという問題がある。これは、患者の動きを固定し、ガントリーと呼ばれる閉空間に長い時間放置される患者への負担が大きくなる問題や、使用電力が増大する問題、Ｘ線管の寿命の問題（交換の頻度の問題）がある。また、これらの問題点改善するべく、下記の特許文献３では、Ｘ線検出素子を２次元アレー状に並べた大面積のＸ線検出素子を用い、コーンビームＸ線を患者に照射してヘリカルスキャンを行いながら、ＣＴ画像を得る方法も提案されている。

特開平５−２２４３２２号公報 特開平８−１１６０４４号公報 特開平４−３４３８３６号公報

胸部単純Ｘ線撮影は、食道、気管、肺血管、肺胞、心臓、心臓血管、横隔膜、肋骨、鎖骨など、上半身の肺野近傍の体内情報を１回１枚のＸ線撮影で写し出すことができ、病巣（病変部）をスクリーニングするための有用な撮影法として頻繁に行われている。

しかしながら、従来の胸部単純Ｘ線撮影では、その原理上、透視像を観察するために、観察すべき病変部が、例えば肋骨の裏に存在する場合や、心臓血管の影に存在する場合、あるいは横隔膜の裏に存在する場合などにおいては、透視像が二重に重なってしまって病変部の陰影を見出す（発見する）ことが困難であるという問題点があった。これにより、病変部のスクリーニングの効率が低下し、しいては病変部の発見が遅延してしまう要因となっていた。

また、従来のＸ線ＣＴ撮影においても、上記問題点については同様である。例えば、骨などの極めてコントラストの大きい体内構造物の近傍に、検出すべき微小なコントラストの病変部などがあった場合には、例え専門の読影医でも当該病変部を検知することは極めて難しいといった問題点がある。また、従来のＣＴ撮影装置では、ガントリーと呼ばれるＸ線検出素子とＸ線源などが組み込まれた大型で特殊な回転機構の中を患者が通過しながら撮影が行われるため、一般の撮影装置とは、装置そのものの構成が異なり、撮影室が別室になる可能性がある。これは、撮影の効率化が妨げられるといった問題もある。

本発明は、前述の問題点に鑑みてなされたものであり、微小なコントラストを有する病変部を検知し、診断効率の向上を実現する放射線撮像装置及びその制御方法を提供することを目的とする。

本発明の放射線撮像装置は、被写体に対して放射線を出射する第１の放射線源と、前記第１の放射線源から出射され、前記被写体を透過した放射線を電気信号に変換する変換素子が２次元アレー状に配置された第１の放射線検出回路部と、前記第１の放射線源とは異なる位置に設けられ、前記被写体に対して放射線を出射する第２の放射線源と、前記第２の放射線源から出射され、前記被写体を透過した放射線を電気信号に変換する変換素子が２次元アレー状に配置された第２の放射線検出回路部と、前記第１の放射線源及び前記第１の放射線検出回路部と前記被写体との位置関係、並びに前記第２の放射線源及び前記第２の放射線検出回路部と前記被写体との位置関係を変位させる駆動機構と、前記第１の放射線検出回路部及び前記第２の放射線検出回路部で検出されたそれぞれの電気信号を画像データとして記憶するメモリと、前記被写体の放射線像を撮像する際に、前記第１の放射線源に第１の電圧を供給するように制御し、前記第２の放射線源に前記第１の電圧とは異なる第２の電圧を供給するように制御して、前記第１の放射線源から出射される放射線の波長と前記第２の放射線源から出射される放射線の波長とが異なるようにするとともに、前記駆動機構における駆動を制御する撮像制御部と、前記メモリに記憶されている前記第１の放射線検出回路部における第１の画像データと前記第２の放射線検出回路部における第２の画像データとを演算処理して、前記被写体の断層画像又は３次元画像を生成する画像処理部とを有する。

本発明の放射線撮像装置における他の態様は、被写体に対して放射線を出射する第１の放射線源と、前記第１の放射線源から出射され、前記被写体を透過した放射線を電気信号に変換する変換素子が２次元アレー状に配置された第１の放射線検出回路部と、前記第１の放射線源とは異なる位置に設けられ、前記被写体に対して放射線を出射する第２の放射線源と、前記第２の放射線源から出射され、前記被写体を透過した放射線を電気信号に変換する変換素子が２次元アレー状に配置された第２の放射線検出回路部と、前記第１の放射線源及び前記第１の放射線検出回路部と前記被写体との位置関係、並びに前記第２の放射線源及び前記第２の放射線検出回路部と前記被写体との位置関係を変位させる駆動機構と、前記第１の放射線検出回路部及び前記第２の放射線検出回路部で検出されたそれぞれの電気信号を画像データとして記憶するメモリと、前記被写体の放射線像を撮像する際に、前記第１の放射線源に第１の電圧を供給するように制御し、前記第２の放射線源に前記第１の電圧とは異なる第２の電圧を供給するように制御して、前記第１の放射線源から出射される放射線の波長と前記第２の放射線源から出射される放射線の波長とが異なるようにするとともに、前記駆動機構における駆動を制御する撮像制御部と、前記メモリに記憶されている前記第１の放射線検出回路部における第１の画像データに基づく第１の画像と、前記メモリに記憶されている前記第２の放射線検出回路部における第２の画像データ基づく第２の画像と、前記第１の画像データと当該第１の画像データと同時に撮像された前記第２の画像データとをエネルギーサブトラクション処理して得られた第３の画像データに基づく第３の画像のうち、少なくとも２つの画像を生成し、生成した各画像を表示装置に同時に表示可能とする画像処理部とを有する。

本発明の放射線撮像装置の制御方法は、被写体に対して放射線を出射する第１の放射線源と、前記第１の放射線源から出射され、前記被写体を透過した放射線を電気信号に変換する変換素子が２次元アレー状に配置された第１の放射線検出回路部と、前記第１の放射線源とは異なる位置に設けられ、前記被写体に対して放射線を出射する第２の放射線源と、前記第２の放射線源から出射され、前記被写体を透過した放射線を電気信号に変換する変換素子が２次元アレー状に配置された第２の放射線検出回路部と、前記第１の放射線源及び前記第１の放射線検出回路部と前記被写体との位置関係、並びに前記第２の放射線源及び前記第２の放射線検出回路部と前記被写体との位置関係を変位させる駆動機構と、前記第１の放射線検出回路部及び前記第２の放射線検出回路部で検出されたそれぞれの電気信号を画像データとして記憶するメモリとを有する放射線撮像装置の制御方法であって、前記被写体の放射線像を撮像する際に、前記第１の放射線源に第１の電圧を供給するように制御し、前記第２の放射線源に前記第１の電圧とは異なる第２の電圧を供給するように制御して、前記第１の放射線源から出射される放射線の波長と前記第２の放射線源から出射される放射線の波長とが異なるようにするとともに、前記駆動機構における駆動を制御し、前記メモリに記憶されている前記第１の放射線検出回路部における第１の画像データと前記第２の放射線検出回路部における第２の画像データとを演算処理して、前記被写体の断層画像又は３次元画像を生成する。

本発明によれば、被写体の放射線像を撮像する際に、第１の放射線源に第１の電圧を供給するように制御し、第２の放射線源に第１の電圧とは異なる第２の電圧を供給するように制御して、第１の放射線源から出射される放射線の波長と第２の放射線源から出射される放射線の波長とが異なるようにするとともに、駆動機構における駆動を制御し、メモリに記憶されている第１の放射線検出回路部における第１の画像データと第２の放射線検出回路部における第２の画像データとを演算処理して、被写体の断層画像又は３次元画像を生成するようにしたので、骨と血管のような放射線吸収が異なる複雑な構造体の放射線像から、例えばコントラストの大きい骨の陰影を消去させた画像を得ることができる。これにより、コントラストの大きい構造部の近傍にある微小なコントラストを有する病変部を検知することができ、診断効率の向上を実現することが可能となる。

以下、本発明の好適な実施形態を図面を参照しながら説明する。なお、本発明の実施形態において、放射線としてＸ線を用いた実施例を示すが、本発明の放射線とは、Ｘ線に限られるわけではなく、α線、β線、γ線等の電磁波も含んでいる。

（第１の実施形態）
図１は、本発明の第１の実施形態に係るＸ線撮像装置の概略構成図である。
Ｘ線源である第１のＸ線管球５０１１から出射した出射角（コーン角）θ、波長λ１のＸ線は、被写体５０７に照射される。ここで、被写体５０７は主に人間（患者）である。第１のＸ線管球５０１１から出射されて被写体５０７を透過したＸ線は、第１のＸ線検出回路部５０３１のＸ線可視変換蛍光体５０２でＸ線から可視光に変換され、Ｘ線可視変換蛍光体５０２からの可視光が光電変換素子５０８で電気信号に変換される。結果として、第１のＸ線検出回路部５０３１で被写体５０７（患者）のＸ線透視像が電気信号として得られる。

光電変換素子５０８の材料には、例えばアモルファスシリコン半導体が用いられ、ガラス基板５０６上に画素として形成されている。Ｘ線可視変換蛍光体５０２と光電変換素子５０８とは接着などにより、実質的に密着した構造となっており、両者を含んで上述の第１のＸ線検出回路部５０３１が構成されている。Ｘ線可視変換蛍光体５０２は、例えば、Ｇｄ₂Ｏ₂Ｓ、Ｇｄ₂Ｏ₃及びＣｓＩのうち、少なくともいずれか１つを主成分とするものから構成されている。第１のＸ線電源５０４１は、第１のＸ線管球５０１１に電圧Ｖ１を供給する電源であり、第１のＸ線管球５０１１内で電子を加速させるための電圧を供給する。この第１のＸ線電源５０４１からの電圧Ｖ１の供給のタイミング等の制御は、例えば、撮像制御部５１１により行われる。

なお、本実施形態では、Ｘ線可視変換蛍光体５０２で入射したＸ線を可視光に変換するようにしているが、Ｘ線可視変換蛍光体５０２を用いずに、光電変換素子５０８で入射したＸ線を吸収し、当該Ｘ線を直接、電気信号に変換するようにする形態でもよい。この場合の光電変換素子５０８の材料には、例えばヨウ化鉛、ヨウ化水銀、セレン、テルル化カドミウム、ガリウムヒ素、ガリウム燐、硫化亜鉛及びシリコンのうち、少なくともいずれか１つを主成分とするものが挙げられる。

Ｘ線源である第２のＸ線管球５０１２から出射した出射角（コーン角）θ、波長λ２のＸ線も、被写体５０７に照射される。同様にして、第２のＸ線管球５０１２から出射されて被写体５０７を透過したＸ線透視像が、第１のＸ線検出回路部５０３１と同じ構成である第２のＸ線検出回路部５０３２で電気信号として得られる。第２のＸ線電源５０４２は、第２のＸ線管球５０１２に電圧Ｖ２を供給する電源であり、第２のＸ線管球５０１２内で電子を加速させるための電圧を供給する。この第２のＸ線電源５０４２からの電圧Ｖ２の供給のタイミング等の制御は、例えば、撮像制御部５１１により行われる。

また、第１のＸ線管球５０１１と第１のＸ線検出回路部５０３１による撮影系と、第２のＸ線管球５０１２と第２のＸ線検出回路部５０３２による撮影系とは、互いに干渉しない位置関係に配置されている。図１においては、それぞれが直交する位置関係で示されているが、互いに干渉しなければ、図１に示すような直交する位置関係である必要性はなく、角度などの位置の情報さえわかれば、再構成することが可能である。また、第２のＸ線管球５０１２からのＸ線は、直接、第１のＸ線検出回路部５０３１に向かわないように、通常コリメータにより出射角（コーン角）θに絞られている。同様の理由により、第１のＸ線管球５０１１からのＸ線についてもコリメータにより出射角（コーン角）θに絞られている。

メモリ５０５は、２つのＸ線検出回路部５０３１，５０３２で変換された被写体５０７の電気信号（画像信号）をディジタルデータとして記憶するメモリであり、２つのＸ線検出回路部５０３１，５０３２における複数フレーム分の画像データを格納する領域を持っている。メモリ５０５に格納された画像データは、画像処理部５１０において、エネルギーサブトラクション処理や、断層画像を得るための再構成処理などの演算処理が行われて、表示用、診断用の画像が生成される。具体的に、画像処理部５１０は、メモリ５０５に記憶されている、第１のＸ線検出回路部５０３１で撮影された画像データと、第２のＸ線検出回路部５０３２で撮影された画像データとに上述した処理を施して、被写体５０７の断層画像又は３次元画像を生成する。

本実施形態のＸ線撮像装置には、２つのＸ線管球と２つのＸ線検出回路とが具備され、第１のＸ線電源５０４１の電圧（Ｖ１）を第１のＸ線管球５０１１に印加し、その第１のＸ線管球５０１１より出射され、被写体５０７を透過した波長λ１のＸ線を第１のＸ線検出回路部５０３で画像信号として連続的に読み出して被写体５０７のＸ線像を撮像する。また、第２のＸ線電源５０４２の電圧（Ｖ２）を第２のＸ線管球５０１２に印加し、その第２のＸ線管球５０１２より出射され、被写体５０７を透過した波長λ２のＸ線を第２のＸ線検出回路部５０３２で画像信号として連続的に読み出して被写体５０７のＸ線像を撮像する。２つのＸ線検出回路部から読み出された画像信号は、ＡＤ変換器（図示せず）でディジタル信号に変換され、画像データとしてメモリ５０５に格納される。

本実施形態のＸ線撮像装置では、図１に示されているように、第１のＸ線検出回路部５０３１及び第１のＸ線管球５０１１、並びに第２のＸ線検出回路部５０３２及び第２のＸ線管球５０１２は、それぞれ一対（一体）となって被写体５０７の周囲を回転できる機構になっている。ガントリー５０９はその回転機構であり、その中央には被写体５０７が入る（通過できる）ドーナツ状の穴が設けられている。すなわち、ガントリー５０９は、Ｘ線管球及びＸ線検出回路部と、被写体５０７との位置関係を変位させる駆動機構として機能する。撮像制御部５１１による制御により、ガントリー５０９内において、第１のＸ線管球５０１１と第１のＸ線検出回路部５０３１とが一対となって微動な回転運動を行いながら、連続的な撮影が繰り返し行われる。これと同時に、撮像制御部５１１による制御により、第２のＸ線管球５０１２と第２のＸ線検出回路部５０３２とが一対となって微動な回転運動を行いながら、連続的な撮影が繰り返し行われる。

各Ｘ線管球からのＸ線は点状の出射され、ヘリカルＣＴのようなライン状の放射線センサを用いたように、扇状ビーム（ファンビーム）まではコリメータで絞らない。ただし、２つあるＸ線管球のうち、他方のＸ線検出回路部側へ放射されるＸ線についてはコリメータで絞ることになるが、当該Ｘ線管球から出射されるＸ線は、事実上、円錐状になると考えてよく、これは通常、「コーンビーム」と称される。コーンビームで照射された被写体５０７の透過像が各Ｘ線検出回路部で検知される。

ガントリー５０９内において、Ｘ線管球５０１とＸ線検出回路部５０３との被写体５０７に対する回転角度は、１８０度または３６０度である。画像処理部５１０において、１８０度の回転により得られた透過Ｘ線の画像データを演算処理することにより、被写体５０７の断層画像が得られる。また、画像処理部５１０において、３６０度の回転により得られた透過Ｘ線の画像データを演算することにより、１８０度の回転により得られた断層画像よりも被写体５０７の内部の情報量が多く、再構成のための時間は長くなるが一般的に画質がよい断層画像が得られる。しかし一方で例えば胸部の断層画像を撮影する場合、患者（被写体５０７）は呼吸を止めることが必要となるが、３６０度の回転の場合、呼吸停止期間が長くなって患者への負担も大きくなる。

本実施形態のＸ線撮像装置では、被写体５０７の撮影において、第１のＸ線管球５０１１と第２のＸ線管球５０１２とに供給する電圧を異なるものとすることにより、各Ｘ線管球から出射されるＸ線の波長を変えて撮影を行う。すなわち、メモリ５０５内の画像データは、第１のＸ線検出回路部５０３１による出力と第２のＸ線検出回路部５０３２による出力とでは、透過像が異なっている。例えば、画像処理部５１０において、各Ｘ線検出回路部における１枚目の画像（同時、同位置の撮影）を用いて、エネルギーザブトラクション処理を施すことにより、断層画像の元になる１枚の元画像データを作成する。また、画像処理部５１０において、各Ｘ線検出回路部における２枚目の画像用いて、エネルギーザブトラクション処理を施すことにより、断層画像の元になる２枚目の元画像データを作成する。以下、同様に各Ｘ線検出回路部におけるｎ枚目の画像用いて、エネルギーサブトラクション処理を施すことにより、断層画像の元になるｎ枚の元画像データが作成される。

一般に、被写体の単純撮影において、Ｘ線管球に供給する電圧を変えて撮影を行い、その２枚のＸ線画像データの減算処理（サブトラクション処理）を施し、例えば骨部の陰影を削除する方法が実現されている。これは、上述のエネルギーサブトラクション処理（ＥＳ処理）と呼ばれるものであり、骨組織と、血管やリンパ管、神経などの軟部組織とにおいて、入射したＸ線の波長が異なる場合のＸ線の吸収度合いの違いを利用した撮影法である。本実施形態においては、上述のエネルギーサブトラクション処理は、単純な引き算とは限らない。ここで、エネルギーサブトラクション処理について説明する。

第１のＸ線管球５０１１に管電圧Ｖ１を供給して撮影することにより得られる肋骨成分の画像濃度をＤ１（Ｖ１）、血管成分の画像濃度をＤ２（Ｖ１）とし、第２のＸ線管球５０１２に管電圧Ｖ２を供給して撮影することにより得られる肋骨成分の画像濃度をＤ１（Ｖ２）、血管成分の画像濃度をＤ２（Ｖ２）とする。また、第１のＸ線検出回路部５０３１で撮影されたｍ枚目の画像データをＦ１（ｍ）、第２のＸ線検出回路部５０３２で撮影されたｍ枚目の画像データをＦ２（ｍ）とする。それぞれのＸ線検出回路部での撮影フレーム数はｎ枚とする。

肋骨成分の画像濃度比Ｄ１（Ｖ２）／Ｄ１（Ｖ１）＝１であれば、サブトラクション処理は、単純な引き算処理を施すことにより、肋骨陰影が除去できる。しかしながら、骨成分は（骨成分に限らないが）、Ｘ線のエネルギーを変えた場合、Ｘ線の吸収量が異なるために画像の濃度差が生じる。すなわち、肋骨成分の画像濃度比Ｄ１（Ｖ２）／Ｄ１（Ｖ１）＝１ではない。そこで、肋骨成分の画像濃度比Ｄ１（Ｖ２）／Ｄ１（Ｖ１）＝ｋ１とすると、サブトラクション処理を、Ｆ１（ｍ）−[ｋ１×Ｆ２（ｍ）]で行うことにより肋骨陰影が除去できる。

一方、血管は、肋骨とは組織（組成）が異なるために、血管成分の画像濃度比Ｄ２（Ｖ２）／Ｄ２（Ｖ１）＝ｋ２≠ｋ１となり、Ｆ１（ｍ）−[ｋ１×Ｆ２（ｍ）]のサブトラクション処理を行っても、血管像は消えることなく描出されることになる。なお、当該スブトラクション処理は、Ｆ１（ｍ）からＦ２（ｍ）を演算（ｋ１倍）する形のサブトラクション処理であるが、例えばｋ１＝１．５の場合、Ｆ１（ｍ）を２倍した画像からＦ２（ｍ）を３倍した画像をサブトラクションしてもよい。また、上述した例では、肋骨陰影を除去する例を記述したが、逆に血管陰影を除去するサブトラクション処理を施してもよく、観察したい組織病巣によってサブトラクション演算を選択する。

本実施形態における撮影においては、Ｘ線の入射方向が被写体５０７の正面方向と側面方向とでは通過する厚みが異なるために、エネルギーサブトタクション処理の計算式を変えたほうがよい場合もある。すなわち、エネルギーサブトラクション処理は、全て同じであるとは限らず、角度に応じて変えるようにしてもよい。すなわち、画質の要求に応じて処理の方法をいくつか用意しておき、目的に応じて選択すればよい。

ｎ枚のサブトラクションデータ（元画像データ）は、例えば骨の陰影が除去されており、当該元画像データを再構成することにより、コントラストの大きい骨陰影を消去した断層画像を得ることができる。骨陰影を消去することにより、その近傍にあるコントラストが微小な病変部を検知できる可能性が高くなる。断層画像の表示方法としては、例えば、第１のＸ線検出回路部５０３１による画像データを再構成した通常の断層画像（又は第２のＸ線検出回路部５０３２による画像データを再構成した通常の断層画像）と、エネルギーサブトラクション処理を施した元画像データを再構成した断層画像とを対比しやすいように一画面に同時に並べて表示させるようにすると、読影作業の効率、診断の効率が向上する。また、エネルギーサブトラクション処理の方法によっては、骨陰影を消去するのではなく、軟部組織を消去させ、骨の断層画像を作成してもよい。

一般に、Ｘ線残層撮影で得られた多数の画像データから、被写体５０７内部の微小領域におけるＸ線透過データ（ボクセル）が得られるわけであるから、断層画像のみならず、３次元画像を表示させることが可能である。本実施形態では、画像処理部５１０による処理により、通常の３次元画像はもちろんのこと、エネルギーサブトラクション処理を施した、例えば骨の陰影を消去させた３次元画像を表示させることができる。また、これらの２枚の３次元画像を対比させるべく並べて表示させることも可能である。

図２は、本発明の第１の実施形態に係るＸ線撮像装置の概略的斜視図である。
被写体５０７は、一般に人間（患者）であり、ガントリー５０９の内部に配置された状態で撮影が行われる。被写体５０７は、不図示であるが通常、架台に横たわっている。第１のＸ線検出回路部５０３１はＸ線管球５０１１からのＸ線を受けるものであり、第２のＸ線検出回路部５０３２はＸ線管球５０１２からのＸ線を受けるものである。本実施形態では、図１の撮像制御部５１１による制御によりガントリー５０９を回転させながら、各Ｘ線検出回路部により被写体５０７の連続したＸ線画像が撮影される。

また、各Ｘ線検出回路部５０３１，５０３２には、光電変換素子５０８が２次元アレー状に配置されている。このＸ線検出回路部としては、胸部単純撮影の場合、４０ｃｍ×４０ｃｍ程度のものが既に開発されている。また、光電変換素子５０８の材料にアモルファスシリコンを用いれば、例えば、６０ｃｍ×６０ｃｍ〜８０ｃｍ×８０ｃｍやそれ以上の面積を有するＸ線検出回路部が作製できる。最近では、液晶テレビの需要に伴い１８０ｃｍ×１８０ｃｍを超えるアモルファスシリコンの製造用ＣＶＤ装置やフォトリソグラフィ装置が存在し、その製造技術を用いれば、被写体５０７に対して等身大のＸ線撮像装置を作製することができる。ただし、一般的に、Ｘ線検出回路部の面積を増やすと読み取り速度（フレームレート）が遅くなる傾向にある。

図３は、本発明の第１の実施形態に係るＸ線撮像装置の動作を示すタイミングチャートである。
図３のタイミングチャートには、その内部にＸ線管球やＸ線検出回路部を備えるガントリー５０９の移動の状態を示す「移動」、第１のＸ線管球５０１１からのＸ線の出射タイミングを示す「Ｘ線１」、第２のＸ線管球５０１２からのＸ線の出射タイミングを示す「Ｘ線２」、第１のＸ線管球５０１１への供給電圧の状態を示す「Ｘ線１管電圧」、第２のＸ線管球５０１２への供給電圧の状態を示す「Ｘ線２管電圧」、第１のＸ線検出回路部５０３１の出力信号を示す「画信号１」、第２のＸ線検出回路部５０３２の出力信号を示す「画信号２」の信号が示されている。

「移動」とは、Ｘ線管球とＸ線検出回路部とがそれぞれ一対となって被写体５０７の周りを回転運動する時の移動（変位）のタイミングを表している。本実施形態では、フレームの撮影毎に、ガントリー５０９を移動させている。「Ｘ線１」と「Ｘ線２」は、パルス状に同じタイミングで出射されている。また、「Ｘ線１管電圧」は、「Ｘ線２管電圧」よりも高い電圧となっている。「画信号１」及び「画信号２」は、それぞれ「Ｘ線１」及び「Ｘ線２」がパルス状に照射された後に、それぞれ同時に出力されている。すなわち、２つのＸ線検出回路部５０３１，５０３２により、同時に撮影を行っている。画像処理部５１０では、同時に撮影を行った、第１のＸ線検出回路部５０３１の画信号（画像信号）１に基づく画像データと第２のＸ線検出回路部５０３２の画信号（画像信号）２に基づく画像データにエネルギーサブトラクション処理を施して、被写体５０７の断層画像又は３次元画像を生成する。

図４は、本発明の第１の実施形態に係るＸ線撮像装置の各Ｘ線検出回路部の２次元的回路図である。
各Ｘ線検出回路部５０３１，５０３２は、光電変換回路部７０１と、読み出し用回路部７０７とを有している。図４の光電変換回路部７０１には、説明を簡単化するために３×３＝９画素分を記載している。

光電変換回路部７０１において、Ｓ１−１〜Ｓ３−３はＭＩＳ型の光電変換素子、Ｔ１−１〜Ｔ３−３はスイッチ素子（ＴＦＴ）、Ｇ１〜Ｇ３はＴＦＴをオン／オフさせるためのゲート配線、Ｍ１〜Ｍ３は信号配線、Ｖｓ線は光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３に蓄積バイアスを与えるための配線である。光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３の黒く塗りつぶされた側の電極はＧ電極であり、その対向側はＤ電極である。Ｄ電極は、Ｖｓ線の一部と共有しているが、光を入射させる都合上、薄いＮ⁺層をＤ電極として利用している。Ｖｓ線は、電源Ｖｓによりバイアスされる。ＳＲ１はゲート配線Ｇ１〜Ｇ３に駆動用のパルス電圧を与える第１のシフトレジスタであり、ＴＦＴ（Ｔ１−１〜Ｔ３−３）をオンさせる電圧Ｖｇ（ｏｎ）と、ＴＦＴ（Ｔ１−１〜Ｔ３−３）をオフさせる電圧Ｖｇ（ｏｆｆ）とは、外部から第１のシフトレジスタＳＲ１に供給される。

読み出し用回路部７０７は、光電変換回路部７０１からの並列の信号出力を読み取り、直列変換して出力する。Ａ１〜Ａ３は、信号配線Ｍ１〜Ｍ３と反転端子（−）とをそれぞれ接続させたオペアンプであり、反転端子（−）と出力端子の間には、それぞれ容量素子Ｃｆ１〜Ｃｆ３が接続されている。容量素子Ｃｆ１〜Ｃｆ３は、ＴＦＴ（Ｔ１−１〜Ｔ３−３）をオンした時に、光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３から当該容量素子側に流れる電流を積分し、電圧量に変換する。ＲＥＳ１〜ＲＥＳ３は、容量素子Ｃｆ１〜Ｃｆ３をリセットバイアスＶ（reset）にリセットするスイッチであり、容量素子Ｃｆ１〜Ｃｆ３と並列に接続されている。図４では、リセットバイアスＶ（reset）を０Ｖ、すなわちＧＮＤで表記している。

ＣＬ１〜ＣＬ３はオペアンプＡ１〜Ａ３や容量素子Ｃｆ１〜Ｃｆ３で蓄積された信号を一時的に記憶するサンプルホールド容量、Ｓｎ１〜Ｓｎ３はサンプルホールドするためのスイッチ、Ｂ１〜Ｂ３はバッファアンプ、Ｓｒ１〜Ｓｒ３は並列信号を直列変換するためのスイッチ、ＳＲ２はスイッチＳｒ１〜Ｓｒ３に直列変換するためのパルスを与える第２のシフトレジスタ、Ａｂは直列変換された信号を出力するバッファアンプである。また、ＳＷ−ｒｅｓはオペアンプＡ１〜Ａ３の非反転端子をリセットバイアスＶ（reset）にリセット（図４では０Ｖにリセット）するためのスイッチ、ＳＷ−ｒｅｆはオペアンプＡ１〜Ａ３の非反転端子をリフレッシュバイアスＶ（refresh）にリフレッシュするためのスイッチであり、それらは「ＲＥＦＲＥＳＨ」信号により制御される。具体的に、「ＲＥＦＲＥＳＨ」信号が「Ｈｉ」の時にスイッチＳＷ−ｒｅｆがオンし、一方、「Ｌｏ」の時にスイッチＳＷ−ｒｅｓがオンするようになっており、それらのスイッチが同時にオンしない構成となっている。

図５は、図４に示したＸ線検出回路部の動作を示すタイムチャートである。図５には、２フレーム分のＸ線検出回路部の動作を示している。

まず、光電変換期間について説明する。
この光電変換期間では、全ての光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３のＤ電極が読み取り用の電源Ｖｓ（正電位）にバイアスされた状態にある。この際、第１のシフトレジスタＳＲ１の信号はすべて“Ｌｏ”であり、スイッチング用の全ＴＦＴ（Ｔ１−１〜Ｔ３−３）がオフしている。この状態でＸ線管球５０１からＸ線パルスが出射されると、Ｘ線可視変換蛍光体５０２を介して各光電変換素子のＤ電極（Ｎ⁺電極）に可視光が照射され、光電変換素子のｉ層内で電子とホールのキャリアが生成される。このとき生成された電子は電源ＶｓによりＤ電極に移動するが、ホールは光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３内のｉ層と絶縁層の界面に蓄えられ、Ｘ線管球５０１からのＸ線がオフ後も保持される。

次に、読み出し期間について説明する。
この読み出し期間での動作は、１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３、２行目の光電変換素子Ｓ２−１〜Ｓ２−３、３行目の光電変換素子Ｓ３−１〜Ｓ３−３の順序で行われる。

まず、１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３の電荷（画像信号）を読み出すために、１行目のＴＦＴ（Ｔ１−１〜Ｔ１−３）のゲート配線Ｇ１に第１のシフトレジスタＳＲ１からゲートパルスを与える。この際、ゲートパルスのハイレベルは、外部から供給されているＶｇ（ｏｎ）の電圧である。これにより、１行目のＴＦＴ（Ｔ１−１〜Ｔ１−３）がオン状態になり、１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３に蓄積されていた電荷が、１行目のＴＦＴ（Ｔ１−１〜Ｔ１−３）を介して電流として流れ、オペアンプＡ１〜Ａ３に接続されている容量素子Ｃｆ１〜Ｃｆ３に流入して積分されることになる。

信号配線Ｍ１〜Ｍ３には、図４には特に記載していないが読み出し容量が付加されており、１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３の電荷は１行目のＴＦＴ（Ｔ１−１〜Ｔ１−３）を介して当該読み出し容量側に転送されることになる。しかし、信号配線Ｍ１〜Ｍ３は、オペアンプＡ１〜Ａ３の非反転端子（＋）のリセットバイアス（ＧＮＤ）で仮想接地されているために、転送動作による電位の変動はなくＧＮＤに保持された状態にある。すなわち、１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３の電荷は、容量素子Ｃｆ１〜Ｃｆ３に転送されることになる。

オペアンプＡ１〜Ａ３の出力端子は、１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３の電荷量に応じて、図５に示されるように変化する。１行目のＴＦＴ（Ｔ１−１〜Ｔ１−３）が同時にオンするため、オペアンプＡ１〜Ａ３の出力は同時に変化する。すなわち、並列出力される。その状態で、「ＳＭＰＬ」信号をオンさせることにより、オペアンプＡ１〜Ａ３からの出力信号はサンプルホールド容量ＣＬ１〜ＣＬ３に転送され、ＳＭＰＬ信号をオフするとともに一旦ホールドされる。

次に、第２のシフトレジスタＳＲ２からスイッチＳｒ１、Ｓｒ２、Ｓｒ３の順番でパルスを印加することにより、サンプルホールド容量ＣＬ１〜ＣＬ３にホールドされていた電荷が、ＣＬ１、ＣＬ２、ＣＬ３の順でアンプＡｂから出力される。結果として１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３の電荷（画像信号）が順次、直列変換されて出力される。２行目の光電変換素子Ｓ２−１〜Ｓ２−３の電荷（画像信号）の読み出し動作、３行目の光電変換素子Ｓ３−１〜Ｓ３−３の電荷（画像信号）の読み出し動作も同様に行われる。

１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３の電荷は、当該光電変換素子に対するＳＭＰＬ信号によりオペアンプＡ１〜Ａ３からの出力信号をサンプルホールド容量ＣＬ１〜ＣＬ３にサンプルホールドすれば、光電変換回路部７０１から出力されたことになる。したがって、読み出し用回路部７０７内でスイッチＳｒ１〜Ｓｒ３により直列変換され出力されている最中に、光電変換回路部７０１における１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３のリフレッシュ動作と、容量素子Ｃｆ１〜Ｃｆ３のリセット動作とを行うことができる。

１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３のリフレッシュ動作は、「ＲＥＦＲＥＳＨ」信号を「Ｈｉ」にすることによりスイッチＳＷ−ｒｅｆがオンし、かつ「ＲＣ」信号によりスイッチＲＥＳ１〜ＲＥＳ３を導通状態にし、更に１行目のＴＦＴ（Ｔ１−１〜Ｔ１−３）のゲート配線Ｇ１に電圧Ｖｇ（ｏｎ）を印加することにより達成される。すなわち、リフレッシュ動作により１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３のＧ電極がリフレッシュバイアスＶ（refresh）にリフレッシュされる。その後、リセット動作に遷移する。

リセット動作は、１行目のＴＦＴ（Ｔ１−１〜Ｔ１−３）のゲート配線Ｇ１に電圧Ｖｇ（ｏｎ）を印加した状態で、かつスイッチＲＥＳ１〜ＲＥＳ３を導通状態のまま、「ＲＥＦＲＥＳＨ」信号を「Ｌｏ」にする。この動作により、１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３のＧ電極は、リセットバイアスＶ（reset）＝ＧＮＤにリセットされ、同時に容量素子Ｃｆ１〜Ｃｆ３に蓄積されていた電荷をリセットする。当該リセット動作が終了した後、続いて、ゲート配線Ｇ２のゲートパルスを印加することができる。すなわち、１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３の電荷に対して第２のシフトレジスタＳＲ２による直列変換動作をする間に、同時に１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３をリフレッシュし、容量素子Ｃｆ１〜Ｃｆ３をリセットし、そして、２行目の光電変換素子Ｓ２−１〜Ｓ２−３の電荷を第１のシフトレジスタＳＲ１により信号配線Ｍ１〜Ｍ３に転送することが可能となる。

以上の動作により、第１行目から第３行目までの全ての光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３の電荷（画像信号）を出力することができる。そして、この１フレーム分の動作を複数回繰り返すことにより、連続した画像が取得できる。

図６は、本発明の第１の実施形態に係るＸ線撮像装置において、図４の読み出し用回路部７０７から出力されたアナログ信号を処理する各構成部のブロック図である。
図６には、各構成部として、ＡＤ変換器（ＡＤＣ）６１と、ＣＰＵ６２と、シフトレジスタ６３と、メモリ部６４（１）〜６４（ｎ）が構成されている。そして、例えば、本実施形態では、ＡＤ変換器（ＡＤＣ）６１がＸ線検出回路部５０３に構成され、メモリ部６４（１）〜６４（ｎ）がメモリ５０５に構成され、ＣＰＵ６２及びシフトレジスタ６３が画像処理部５１０に構成されている。

ＡＤ変換器（ＡＤＣ）６１は、読み出し用回路部７０７から出力されたアナログ信号をディジタル信号に変換するものである。メモリ部６４（１）〜６４（ｎ）は、各Ｘ線検出回路部５０３１，５０３２の１フレーム目（Ｆ１）からｎフレーム目（Ｆｎ）までの画像信号を画像データとしてそれぞれ記憶するためのものである。すなわち、本実施形態では、メモリ部６４（１）には、第１のＸ線検出回路部５０３１における１フレーム目（Ｆ１）の画像データと第２のＸ線検出回路部５０３２における１フレーム目（Ｆ１）の画像データとが記憶されるようになっている。

読み出し用回路部７０７から出力されたアナログ信号は、ＡＤ変換器（ＡＤＣ）６１に入力される。ＡＤ変換器（ＡＤＣ）６１の分解能は、診断目的に応じて異なるが、胸部Ｘ線撮影の場合、１２ビット〜１４ビットかそれ以上が妥当である。ＡＤ変換器（ＡＤＣ）６１からのディジタル信号は、各フレーム毎にメモリ部６４（１）〜６４（ｎ）に画像データとして格納される。図６には、メモリ部がｎ個配置されており、それぞれ、各Ｘ線検出回路部５０３１，５０３２の１フレーム目（Ｆ１）からｎフレーム目（Ｆｎ）までの撮影に対応した画像データが格納される。各メモリ部からの信号は、ＣＰＵ（中央演算処理装置）６２において演算処理される。ここでの演算処理とは、エネルギーサブトラクション処理や、断層画像を得るための再構成処理などである。

図７は、図６に示したＣＰＵ６２の動作を示すタイミングチャートであり、各フレーム（Ｆ１、・・・、Ｆｎ-１、Ｆｎ）毎にＸ線発生のタイミングを含めて記載したものである。

図８は、図４に示した光電変換回路部７０１の概略構成を示した上面図である。
ここで、ＭＩＳ型光電変換素子１０１は、図４の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３に相当するものであり、スイッチ素子１０２は、図４のＴＦＴ（Ｔ１−１〜Ｔ３−３）に相当するものである。また、光電変換素子１０１及びスイッチ素子１０２は、アモルファスシリコン半導体薄膜を用いて構成されており、図８には、それらを結線する配線を含めて示している。また、図９は、図８に示した光電変換回路部７０１において、Ａ−Ｂにおける概略断面図である。以後の説明では、簡単化のために、ＭＩＳ型光電変換素子を単に光電変換素子として説明する。

光電変換素子１０１及びスイッチ素子１０２（ここでは、アモルファスシリコンＴＦＴ、以下、これを単にＴＦＴとする）は、同一の絶縁基板１０３上に形成されている。光電変換素子１０１の下部電極は、ＴＦＴ１０２の下部電極（ゲート電極）と同一の第１の金属薄膜層１０４で共有されており、光電変換素子１０１の上部電極は、ＴＦＴ１０２の上部電極（ソース電極、ドレイン電極）と同一の第２の金属薄膜層１０５で共有されている。

また、第１の金属薄膜層１０４及び第２の金属薄膜層１０５は、図８に示す光電変換回路部７０１内のゲート駆動用配線１０６、マトリクス信号配線１０７も共有している。図８においては、画素数として２×２の計４画素分が記載されている。図８のハッチング部は、光電変換素子１０１の受光面である。１０９は光電変換素子にバイアスを与える電源ラインである。また、１１０は光電変換素子とＴＦＴを接続するためのコンタクトホールである。

図８及び図９に示すように、アモルファスシリコン半導体を主たる材料とした構成を用いれば、光電変換素子１０１、スイッチ素子１０２、ゲート駆動用配線１０６、マトリクス信号配線１０７を同一の絶縁基板１０３上に同時に作製することができ、大面積の光電変換回路部７０１を容易に、しかも安価に提供することができる。

次に、光電変換素子１０１の単体のデバイス動作について説明する。
図１０は、光電変換素子１０１のデバイス動作を説明するためのエネルギーバンド図である。

図１０（ａ）及び（ｂ）は、それぞれリフレッシュモード及び光電変換モードの動作を示しており、また、図１０（ｃ）は、飽和状態での動作を示している。また、図１０（ａ）〜（ｃ）の横方向に示されているＭ１〜Ｍ２は、図９で示される各層の膜厚方向の状態を表している。

具体的に、Ｍ１は、図９の第１の金属薄膜層１０４（ここでは、例えばＣｒ）で形成された下部電極（Ｇ電極）である。アモルファス窒化シリコン（ａ−ＳｉＮｘ）層は、図９のａ−ＳｉＮ絶縁薄膜層１１１に相当するものであり、電子、ホール共にその通過を阻止する層である。このａ−ＳｉＮｘ層は、トンネル効果をもたらさない程度の厚さが必要であり、通常５００オングストローム以上に設定される。水素化アモルファスシリコン（ａ−Ｓｉ：Ｈ）層は、図９のａ−Ｓｉ半導体薄膜層１１２に相当するものであり、意図的にドーパントをドープしていない真性半導体層（ｉ層）で形成された光電変換半導体層である。Ｎ⁺層は、図９のＮ⁺層１１９に相当するものであり、ａ−Ｓｉ：Ｈ層へのホールの注入を阻止するために形成されたＮ型ａ−Ｓｉ：Ｈ層などの非単結晶半導体からなる単一導電型キャリアの注入阻止層である。また、Ｍ２は、図９の第２金属薄膜層１０５（ここでは、例えばＡｌ）で形成される上部電極（Ｄ電極）である。

図９では、第２金属薄膜層１０５（Ｄ電極）がＮ⁺層１１３を完全には覆っていないが、Ｄ電極とＮ⁺層１１３との間は電子の移動が自由に行われるため、Ｄ電極とＮ⁺層１１３は常に同電位であり、以下の説明では、そのことを前提としている。

光電変換素子１０１には、Ｄ電極やＧ電極への電圧の印可の仕方により、リフレッシュモードと光電変換モードという２種類の動作モードがある。

リフレッシュモードを示す図１０（ａ）において、Ｄ電極は、Ｇ電極に対して負の電位が与えられており、ｉ層中の黒丸で示されたホールは電界によりＤ電極に導かれる。同時に白丸で示された電子はｉ層に注入される。この時、一部のホールと電子はＮ⁺層、ｉ層において再結合して消滅する。十分に長い時間この状態が続けば、ｉ層内のホールはｉ層から掃き出される。

このリフレッシュモードの状態から光電変換モードを示す図１０（ｂ）にするためには、Ｄ電極にＧ電極に対して正の電位を与える。これにより、ｉ層中の電子は、瞬時にＤ電極に導かれる。しかし、ホールはＮ⁺層が注入阻止層として働くため、ｉ層に導かれることはない。この状態でｉ層に光が入射すると、光は吸収され電子・ホール対が発生する。ここで発生した電子は電界によりＤ電極に導かれ、ホールはｉ層内を移動してｉ層とａ−ＳｉＮｘ層との界面に達するがａ−ＳｉＮｘ層内には移動できないため、ｉ層内に留まることになる。この時、電子はＤ電極に移動し、ホールはｉ層内のａ−ＳｉＮｘ層との界面に移動するため、光電変換素子１０１内の電気的中性を保つために電流がＧ電極から流れる。この電流は、光により発生した電子・ホール対に対応するため入射した光に比例する。

図１０（ｂ）の光電変換モードの状態をある期間保った後、再び、図１０（ａ）のリフレッシュモードの状態になると、ｉ層に留まっていたホールは、前述のようにＤ電極に導かれ、同時にこのホールに対応した電流が流れる。このホールの量は、光電変換モード期間に入射した光の総量に対応する。この時、ｉ層内に注入される電子の量に対応した電流も流れるが、この量はおよそ一定なため差し引いて検出すればよい。すなわち、光電変換素子１０１は、リアルタイムに入射する光の量を出力すると同時に、ある期間に入射した光の総量も検出することができる。

しかしながら、光電変換素子１０１において、何らかの理由により光電変換モードの期間が長くなった場合や入射する光の照度が強い場合、光の入射があるにもかかわらず電流が流れないことがある。これは、図１０（ｃ）に示した飽和状態のように、ｉ層内にホールが多数留まり、このホールによりｉ層内の電界が小さくなり、発生した電子が導かれなくなってｉ層内でホールと再結合してしまうからである。この飽和状態で光の入射の状態が変化すると、電流が不安定に流れることもあるが、再び、図１０（ａ）のリフレッシュモードにすれば、ｉ層内のホールは、掃き出されて次の光電変換モードでは再び光に比例した電流が流れる。

また、前述の説明において、図１０（ａ）のリフレッシュモードでｉ層内のホールを掃き出す場合、すべてのホールを掃き出すのが理想であるが、一部のホールを掃き出すだけでも効果はあり、前述した説明と等しい電流が得られて問題はない。すなわち、次の光電変換モードでの検出機会において、図１０（ｃ）の飽和状態になっていなければよく、リフレッシュモードでのＤ電極のＧ電極に対する電位、リフレッシュモードの期間及びＮ⁺層の注入阻止層の特性を決めればよい。また、更に、図１０（ａ）のリフレッシュモードにおいて、ｉ層への電子の注入は必要条件でなく、Ｄ電極のＧ電極に対する電位は負に限定されるものでもない。ホールが多数ｉ層に留まっている場合には、例えＤ電極のＧ電極に対する電位が正の電位であっても、ｉ層内の電界はホールをＤ電極に導く方向に加わるからである。また、注入阻止層であるＮ⁺層の特性も同様に、電子をｉ層に注入できることが必要条件ではない。

（第２の実施形態）
図１１は、本発明の第２の実施形態に係るＸ線撮像装置の概略構成図である。
Ｘ線源である第１のＸ線管球５０１１から出射した出射角（コーン角）θ、波長λ１のＸ線は、被写体５０７に照射される。ここで、被写体５０７は主に人間（患者）である。第１のＸ線管球５０１１から出射されて被写体５０７を透過したＸ線は、第１のＸ線検出回路部５０３１のＸ線可視変換蛍光体５０２でＸ線から可視光に変換され、Ｘ線可視変換蛍光体５０２からの可視光が光電変換素子５０８で電気信号に変換される。結果として、第１のＸ線検出回路部５０３１で被写体５０７（患者）のＸ線透視像が電気信号として得られる。

光電変換素子５０８の材料には、例えばアモルファスシリコン半導体が用いられ、ガラス基板５０６上に画素として形成されている。Ｘ線可視変換蛍光体５０２と光電変換素子５０８とは接着などにより、実質的に密着した構造となっており、両者を含んで上述の第１のＸ線検出回路部５０３１が構成されている。Ｘ線可視変換蛍光体５０２は、例えば、Ｇｄ₂Ｏ₂Ｓ、Ｇｄ₂Ｏ₃及びＣｓＩのうち、少なくともいずれか１つを主成分とするものから構成されている。第１のＸ線電源５０４１は、第１のＸ線管球５０１１に電圧Ｖ１を供給する電源であり、第１のＸ線管球５０１１内で電子を加速させるための電圧を供給する。この第１のＸ線電源５０４１からの電圧Ｖ１の供給のタイミング等の制御は、例えば、撮像制御部５１１により行われる。

なお、本実施形態では、Ｘ線可視変換蛍光体５０２で入射したＸ線を可視光に変換するようにしているが、Ｘ線可視変換蛍光体５０２を用いずに、光電変換素子５０８で入射したＸ線を吸収し、当該Ｘ線を直接、電気信号に変換するようにする形態でもよい。この場合の光電変換素子５０８の材料には、例えばヨウ化鉛、ヨウ化水銀、セレン、テルル化カドミウム、ガリウムヒ素、ガリウム燐、硫化亜鉛及びシリコンのうち、少なくともいずれか１つを主成分とするものが挙げられる。

Ｘ線源である第２のＸ線管球５０１２から出射した出射角（コーン角）θ、波長λ２のＸ線も、被写体５０７に照射される。同様にして、第２のＸ線管球５０１２から出射されて被写体５０７を透過したＸ線透視像が、第１のＸ線検出回路部５０３１と同じ構成である第２のＸ線検出回路部５０３２で電気信号として得られる。第２のＸ線電源５０４２は、第２のＸ線管球５０１２に電圧Ｖ２を供給する電源であり、第２のＸ線管球５０１２内で電子を加速させるための電圧を供給する。この第２のＸ線電源５０４２からの電圧Ｖ２の供給のタイミング等の制御は、例えば、撮像制御部５１１により行われる。

また、第１のＸ線管球５０１１と第１のＸ線検出回路部５０３１による撮影系と、第２のＸ線管球５０１２と第２のＸ線検出回路部５０３２による撮影系とは、互いに干渉しない位置関係に配置されている。図１においては、それぞれが直交する位置関係で示されているが、互いに干渉しなければ、図１に示すような直交する位置関係である必要性はなく、角度などの位置の情報さえわかれば、再構成することが可能である。また、第２のＸ線管球５０１２からのＸ線は、直接、第１のＸ線検出回路部５０３１に向かわないように、通常コリメータにより出射角（コーン角）θに絞られている。同様の理由により、第１のＸ線管球５０１１からのＸ線についてもコリメータにより出射角（コーン角）θに絞られている。

メモリ５０５は、２つのＸ線検出回路部５０３１，５０３２で変換された被写体５０７の電気信号（画像信号）をディジタルデータとして記憶するメモリであり、２つのＸ線検出回路部５０３１，５０３２における複数フレーム分の画像データを格納する領域を持っている。メモリ５０５に格納された画像データは、画像処理部５１０において、エネルギーサブトラクション処理や、断層画像を得るための再構成処理などの演算処理が行われて、表示用、診断用の画像が生成される。具体的に、画像処理部５１０は、メモリ５０５に記憶されている、第１のＸ線検出回路部５０３１で撮影された画像データと、第２のＸ線検出回路部５０３２で撮影された画像データとに上述した処理を施して、被写体５０７の断層画像又は３次元画像を生成する。

第２の実施形態においても、２つのＸ線管球と２つのＸ線検出回路とが具備され、第１のＸ線電源５０４１の電圧（Ｖ１）を第１のＸ線管球５０１１に印加し、その第１のＸ線管球５０１１より出射され、被写体５０７を透過した波長λ１のＸ線を第１のＸ線検出回路部５０３で画像信号として連続的に読み出して被写体５０７のＸ線像を撮像する。また、第２のＸ線電源５０４２の電圧（Ｖ２）を第２のＸ線管球５０１２に印加し、その第２のＸ線管球５０１２より出射され、被写体５０７を透過した波長λ２のＸ線を第２のＸ線検出回路部５０３２で画像信号として連続的に読み出して被写体５０７のＸ線像を撮像する。２つのＸ線検出回路部から読み出された画像信号は、ＡＤ変換器（図示せず）でディジタル信号に変換され、画像データとしてメモリ５０５に格納される。

本実施形態のＸ線撮像装置では、図１１に示されているように、第１のＸ線検出回路部５０３１及び第１のＸ線管球５０１１、並びに第２のＸ線検出回路部５０３２及び第２のＸ線管球５０１２に挟まれた位置に配置される被写体５０７自身が回転しながら撮影が行われる。

各Ｘ線管球からのＸ線は点状の出射され、ヘリカルＣＴのようなライン状の放射線センサを用いたように、扇状ビーム（ファンビーム）まではコリメータで絞らない。ただし、２つあるＸ線管球のうち、他方のＸ線検出回路部側へ放射されるＸ線についてはコリメータで絞ることになるが、当該Ｘ線管球から出射されるＸ線は、事実上、円錐状になると考えてよく、これは通常、「コーンビーム」と称される。コーンビームで照射された被写体５０７の透過像が各Ｘ線検出回路部で検知される。

また、本実施形態において、被写体５０７の回転角度は、１８０度または３６０度である。画像処理部５１０において、１８０度の回転により得られた透過Ｘ線の画像データを演算処理することにより、被写体５０７の断層画像が得られる。また、画像処理部５１０において、３６０度の回転により得られた透過Ｘ線の画像データを演算することにより、１８０度の回転により得られた断層画像よりも被写体５０７の内部の情報量が多く、再構成のための時間は長くなるが一般的に画質がよい断層画像が得られる。しかし一方で例えば胸部の断層画像を撮影する場合、患者（被写体５０７）は呼吸を止めることが必要となるが、３６０度の回転の場合、呼吸停止期間が長くなって患者への負担も大きくなる。

第２の実施形態の特徴は、被写体５０７自身を回転させながら撮影を行うことである。すなわち、第１の実施形態で説明したガントリー５０９を設ける必要がなく、病院内のいわゆる一般撮影室の中で、単純撮影のＸ線を利用して撮影することができる点に長所がある。ただし、後述する回転用台座を準備する必要がある。

第２のＸ線撮像装置においても、各Ｘ検出回路部５０３１，５０３２は、光電変換素子５０８を２次元アレー状に配置して構成しているために大面積である。また、被写体５０７の回転角度は、１８０度または３６０度でよい。すなわち、患者（被写体５０７）がこれにより目をまわし気分を害することも少ないと考えられる。また、本実施形態では、従来のヘリカルスキャンタイプのＣＴに比べて撮影時間を短くすることが可能であり、例えば患者の胸部を撮影する場合、患者に強いる呼吸停止時間を短くすることができ、患者への負担を軽減できる。

図１２は、本発明の第２の実施形態に係るＸ線撮像装置において、被写体（患者）５０７を回転させるための回転機構を示した概略図である。
この回転機構は、第１のＸ線管球５０１１及び第１のＸ線検出回路部５０３１、並びに、第２のＸ線管球５０１２及び第２のＸ線検出回路部５０３２と、被写体５０７との位置関係を変位させる駆動機構として機能する。図１１の撮像制御部５１１による制御により、被写体（患者）５０７を回転用台座に配置させて支柱に固定させた状態で１８０度または３６０度回転する。図１２において、被写体（患者）５０７が手を上げているのは、胸部を撮影する場合であり、例えば、頭部を撮影する場合は他の姿勢で撮影を行うことになる。

（第３の実施形態）
図１３は、本発明の第３の実施形態に係るＸ線撮像装置の動作を示すタイミングチャートである。
図３のタイミングチャートには、各Ｘ線管球及び各Ｘ線検出回路部の移動の状態を示す「移動」、第１のＸ線管球５０１１からのＸ線の出射タイミングを示す「Ｘ線１」、第２のＸ線管球５０１２からのＸ線の出射タイミングを示す「Ｘ線２」、第１のＸ線管球５０１１への供給電圧の状態を示す「Ｘ線１管電圧」、第２のＸ線管球５０１２への供給電圧の状態を示す「Ｘ線２管電圧」、第１のＸ線検出回路部５０３１の出力信号を示す「画信号１」、第２のＸ線検出回路部５０３２の出力信号を示す「画信号２」の信号が示されている。

「移動」とは、Ｘ線管球とＸ線検出回路部とがそれぞれ一対となって被写体５０７の周りを回転運動する時の移動（変位）のタイミングを表している。第３の実施形態の特徴は、図３のようにパルス状に回転運動させることなく、回転運動を一定の回転速度で常時行っている点である。

「Ｘ線１」と「Ｘ線２」は、パルス状に同じタイミングで出射されている。また、「Ｘ線１管電圧」は、「Ｘ線２管電圧」よりも高い電圧となっている。「画信号１」及び「画信号２」は、それぞれ「Ｘ線１」及び「Ｘ線２」がパルス状に照射された後に、それぞれ同時に出力されている。すなわち、２つのＸ線検出回路部５０３１，５０３２により、同時に撮影を行っている。画像処理部５１０では、同時に撮影を行った、第１のＸ線検出回路部５０３１の画信号（画像信号）１に基づく画像データと第２のＸ線検出回路部５０３２の画信号（画像信号）２に基づく画像データにエネルギーサブトラクション処理を施して、被写体５０７の断層画像又は３次元画像を生成する。

また、本実施形態では、Ｘ線が照射されて光電変換されている期間（蓄積期間）において、図３に示すように回転運動がストップしているのではなく、常時回転運動を行っている。この回転運動の際の変位量は、検出目的とする解像量にあわせて決定される。すなわち、回転運動を行いながら撮影を行うことになるが、この変位量は微量であるため問題はない。

（第４の実施形態）
図１４は、本発明の第４の実施形態に係るＸ線撮像装置の動作を示すタイミングチャートである。
図１４のタイミングチャートには、各Ｘ線管球及び各Ｘ線検出回路部の移動の状態を示す「移動」、第１のＸ線管球５０１１からのＸ線の出射タイミングを示す「Ｘ線１」、第２のＸ線管球５０１２からのＸ線の出射タイミングを示す「Ｘ線２」、第１のＸ線管球５０１１への供給電圧の状態を示す「Ｘ線１管電圧」、第２のＸ線管球５０１２への供給電圧の状態を示す「Ｘ線２管電圧」、第１のＸ線検出回路部５０３１の出力信号を示す「画信号１」、第２のＸ線検出回路部５０３２の出力信号を示す「画信号２」の信号が示されている。

「移動」とは、Ｘ線管球とＸ線検出回路部とがそれぞれ一対となって被写体５０７の周りを回転運動する時の移動（変位）のタイミングを表している。第４の実施形態においても、図１３と同様に、「移動」はパルス状に回転運動させることなく、回転運動を一定の回転速度で常時行っている。

また、「Ｘ線１」と「Ｘ線２」は、図３や図１３と異なり、各Ｘ線管球からのＸ線をパルス状に出射しているのではなく、一定の強さで（直流的に）出射されている。また、「Ｘ線１管電圧」が「Ｘ線２管電圧」よりも高い電圧であるという点では図３や図１３と同じであるが、本実施形態では、各管電圧をパルス的に切り替えずに、常時管電圧を印加している。本実施形態では、各Ｘ線管球から出射されるＸ線や各Ｘ線管球に印加する管電圧をパルス的に切り替えていないので、周囲環境に対して、電磁ノイズを撒き散らすことがない。一般に、本実施形態の場合には、Ｘ線の照射強度が、パルス的に照射している図３や図１３の場合のＸ線の照射強度のピーク値に対して弱くなるが、光の積分量としてはほとんど同じになる。

また、本実施形態では、Ｘ線が照射されて光電変換されている期間（蓄積期間）が、図３や図１３に示すようにＸ線がパルス状に照射されているものに比べて長くなり、画像の解像力（ボケ）が劣化する可能性があるが、検出目的とする解像量にあわせて、移動量やタイミングを決定することにより、本実施形態においても問題はない。また、本実施形態では、Ｘ線が照射されて光電変換されている期間（蓄積期間）において、回転運動を行いながら撮影を行うようにしているが、検出目的とする解像量にあわせて回転運動の際の変位量を決定しており、この変位量は微量であるため問題はない。また、本実施形態においても、画像処理部５１０では、同時に撮影を行った、第１のＸ線検出回路部５０３１の画信号（画像信号）１に基づく画像データと第２のＸ線検出回路部５０３２の画信号（画像信号）２に基づく画像データにエネルギーサブトラクション処理を施して、被写体５０７の断層画像又は３次元画像を生成する。

（第５の実施形態）
図１５は、本発明の第５の実施形態に係るＸ線撮像装置のＸ線検出回路部の２次元的回路図である。
図４と異なる点は、光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３がＭＩＳ型センサではなく、ＰＩＮ型センサであることである。このＰＩＮ型センサは、ＭＩＳ型センサと異なりリフレッシュ動作を行わずに連続した撮影をすることができるので、一般的にＭＩＳ型センサよりもフレームレートを高くすることが可能である。また、光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３をＰＩＮ型センサで構成しているため、図４の読み出し用回路部７０７とは異なる構成の読み出し用回路部７０２となっている。

（第６の実施形態）
図１６は、本発明の第６の実施形態を示し、上述した各実施形態におけるＸ線撮像装置をＸ線診断システムへ適用した例を示した概略図である。
Ｘ線源であるＸ線チューブ６０５０で発生したＸ線６０６０は、被写体（患者）５０７の胸部５０７１を透過し、イメージセンサ６０４０に入射する。イメージセンサ６０４０に入射したＸ線には、被写体５０７の体内部の情報が含まれている。イメージセンサ６０４０では、Ｘ線の入射に対応して蛍光体で可視光に変換し、さらに、これを光電変換して電気信号を得る。この電気信号は、ディジタル変換されてイメージプロセッサ６０７０により画像処理され、制御室（コントロールルーム）のディスプレイ６０８０に画像として表示されて観察される。

上述した各実施形態におけるＸ線撮像装置を当該Ｘ線診断システムへ適用する際に、例えば、Ｘ線チューブ６０５０に第１のＸ線管球５０１１及び第２のＸ線管球５０１２を適用し、イメージセンサ６０４０に第１のＸ線検出回路部５０３１及び第２のＸ線検出回路部５０３２を適用し、イメージプロセッサ６０７０に第１のＸ線電源５０４１及び第２のＸ線電源５０４２、撮像制御部５１１、メモリ５０５並びに画像処理部５１０を適用する。

また、イメージプロセッサ６０７０による画像処理により生成された画像データは、電話回線６０９０等の伝送手段により遠隔地へ転送することができ、ドクタールームなどの別の場所でディスプレイ６０８１に表示もしくは光ディスク等の保存手段に保存することができ、遠隔地の医師が診断することも可能である。また、この画像データをフィルムプロセッサ６１００によりフィルム６１１０として記録することもできる。

図１６では、被写体（患者）５０７とイメージセンサ６０４０とは密着しているように示されているが、図１１及び図１２で示されるように被写体（患者）５０７を回転させて、断層撮影を加えたＸ線撮像装置を当該Ｘ線診断システムに適用する形態も可能である。

本発明の実施形態によれば、被写体５０７のＸ線像を撮像する際に、撮像制御部５１１において、第１のＸ線管球５０１１に第１の電圧（Ｖ１）を供給するように制御し、第２のＸ線管球５０１２に第１の電圧とは異なる第２の電圧（Ｖ２）を供給するように制御して、第１のＸ線管球５０１１から出射される放射線の波長（λ１）と第２のＸ線管球５０１２から出射される放射線の波長（λ２）とが異なるようにするとともに、駆動機構（例えば、図１のガントリー５０９や図１２に示した回転機構）における駆動を制御し、また、画像処理部５１０において、メモリ５０５に記憶されている第１のＸ線検出回路部５０３１における第１の画像データと第２のＸ線検出回路部５０３２における第２の画像データとを演算処理して、被写体５０７の断層画像又は３次元画像を生成するようにしたので、骨と血管のような放射線吸収が異なる複雑な構造体の放射線像から、例えばコントラストの大きい骨の陰影を消去させた画像を得ることができる。これにより、コントラストの大きい構造部の近傍にある微小なコントラストを有する病変部を検知することができ、診断効率の向上を実現することが可能となる。

また、光電変換素子５０８が２次元アレー状に配置された大面積のＸ線検出回路部５０３１，５０３２を構成するようにしたので、図１１及び図１２に示すような被写体５０７を回転させる回転機構を採用することにより、図１６に示すようなスペースファクタに優れ、経済性の高いＸ線撮像装置を有するＸ線診断システムを実現することが可能となる。このＸ線診断システムにより、得られた撮影データの記録、表示、印刷、保管等が容易にでき、従来のフィルム撮影方式に変わる近年のディジタル化の要求に応える全く新しいＸ線診断システムを提供することができる。そして、将来の高齢化社会において、現在よりも質の高い高度な医療環境を実現することができる。

また、Ｘ線管球５０１１，５０１２から被写体５０７に対してＸ線を円錐状（いわゆるコーンビーム）で出射し、また、光電変換素子５０８が２次元アレー状に配置された大面積のＸ線検出回路部５０３１，５０３２を構成するようにしたので、撮影時間を短くすることができ、被写体（患者）への負担を軽減することが可能となる。これは、例えば、患者の胸部の断層画像を撮影する場合には、患者に強いる呼吸停止時間を短くできる等である。

本発明の第１の実施形態に係るＸ線撮像装置の概略構成図である。 本発明の第１の実施形態に係るＸ線撮像装置の概略的斜視図である。 本発明の第１の実施形態に係るＸ線撮像装置の動作を示すタイミングチャートである。 本発明の第１の実施形態に係るＸ線撮像装置の各Ｘ線検出回路部の２次元的回路図である。 図４に示したＸ線検出回路部の動作を示すタイムチャートである。 本発明の第１の実施形態に係るＸ線撮像装置において、図４の読み出し用回路部から出力されたアナログ信号を処理する各構成部のブロック図である。 図６に示したＣＰＵの動作を示すタイミングチャートである。 図４に示した光電変換回路部の概略構成を示した上面図である。 図８に示した光電変換回路部において、Ａ−Ｂにおける概略断面図である。 光電変換素子のデバイス動作を説明するためのエネルギーバンド図である。 本発明の第２の実施形態に係るＸ線撮像装置の概略構成図である。 本発明の第２の実施形態に係るＸ線撮像装置において、被写体（患者）を回転させるための回転機構を示した概略図である。 本発明の第３の実施形態に係るＸ線撮像装置の動作を示すタイミングチャートである。 本発明の第４の実施形態に係るＸ線撮像装置の動作を示すタイミングチャートである。 本発明の第５の実施形態に係るＸ線撮像装置のＸ線検出回路部の２次元的回路図である。 本発明の第６の実施形態を示し、Ｘ線撮像装置をＸ線診断システムへ適用した例を示した概略図である。

符号の説明

５０１１ 第１のＸ線管球
５０１２ 第２のＸ線管球
５０２ Ｘ線可視変換蛍光体
５０３１ 第１のＸ線検出回路部
５０３２ 第２のＸ線検出回路部
５０４１ 第１のＸ線電源
５０４２ 第２のＸ線電源
５０５ メモリ
５０６ ガラス基板
５０７ 被写体
５０８ 光電変換素子
５０９ ガントリー
５１０ 画像処理部
５１１ 撮像制御部
７０１ 光電変換回路部
７０２、７０７ 読み出し用回路部
Ａ１〜Ａ３、Ｂ１〜Ｂ３、Ａｂ オペアンプ
Ｃｆ１〜Ｃｆ３ 積分容量
ＳＷ−ｒｅｓ オペアンプの（＋）端子にリセットバイアスを与えるスイッチ
ＳＷ−ｒｅｆ オペアンプの（＋）端子にリフレッシュバイアスを与えるスイッチ
Ｇ１〜Ｇ３ ゲート駆動配線
Ｍ１〜Ｍ３ マトリクス信号配線
ＲＥＳ１〜ＲＥＳ３ Ｃｆ１〜Ｃｆ３に形成される負荷容量をリセットするスイッチ
Ｓ１−１〜Ｓ３−３ 光電変換素子
Ｔ１−１〜Ｔ３−３ スイッチ素子
Ｓｎ１〜Ｓｎ３ 読み出し容量に信号を転送するための転送スイッチ
Ｓｒ１〜Ｓｒ３ 読み出し容量の信号を順次読み出すための読み出し用スイッチ
ＳＲ１ 第１のシフトレジスタ
ＳＲ２ 第２のシフトレジスタ
Ｖｓ バイアス電源
Ｖ(reset) リセット電源
Ｖ(refresh) リフレッシュ電源
Ｖg（on） ＴＦＴをオンするための電源
Ｖg（off） ＴＦＴをオフするための電源
６１ ＡＤ変換器（ＡＤＣ）
６２ ＣＰＵ
６３ シフトレジスタ
６４（１）〜６４（ｎ） メモリ部
１０１ 光電変換素子
１０２ スイッチ素子（ＴＦＴ）
１０３ 絶縁基板
１０４ 第１の金属薄膜層
１０５ 第２の金属薄膜層
１０６ ゲート駆動用配線
１０７ マトリクス信号配線
１１０ コンタクトホール部
１１１ ａ−ＳｉＮ絶縁薄膜層
１１２ ａ−Ｓｉ半導体薄膜層
１１３ Ｎ⁺層
１１４ 配線クロス部
１１５ 保護膜

Claims (19)

1. 被写体に対して放射線を出射する第１の放射線源と、
   前記第１の放射線源から出射され、前記被写体を透過した放射線を電気信号に変換する変換素子が２次元アレー状に配置された第１の放射線検出回路部と、
   前記第１の放射線源とは異なる位置に設けられ、前記被写体に対して放射線を出射する第２の放射線源と、
   前記第２の放射線源から出射され、前記被写体を透過した放射線を電気信号に変換する変換素子が２次元アレー状に配置された第２の放射線検出回路部と、
   前記第１の放射線源及び前記第１の放射線検出回路部と前記被写体との位置関係、並びに前記第２の放射線源及び前記第２の放射線検出回路部と前記被写体との位置関係を変位させる駆動機構と、
   前記第１の放射線検出回路部及び前記第２の放射線検出回路部で検出されたそれぞれの電気信号を画像データとして記憶するメモリと、
   前記被写体の放射線像を撮像する際に、前記第１の放射線源に第１の電圧を供給するように制御し、前記第２の放射線源に前記第１の電圧とは異なる第２の電圧を供給するように制御して、前記第１の放射線源から出射される放射線の波長と前記第２の放射線源から出射される放射線の波長とが異なるようにするとともに、前記駆動機構における駆動を制御する撮像制御部と、
   前記メモリに記憶されている前記第１の放射線検出回路部における第１の画像データと前記第２の放射線検出回路部における第２の画像データとを演算処理して、前記被写体の断層画像又は３次元画像を生成する画像処理部と
   を有することを特徴とする放射線撮像装置。
2. 前記画像処理部は、前記第１の画像データと、当該第１の画像データと同時に撮像された前記第２の画像データとに対して、前記演算処理を行うことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
3. 前記画像処理部で生成した前記被写体の断層画像又は３次元画像を表示する表示装置を更に有することを特徴とする請求項１又は２に記載の放射線撮像装置。
4. 前記被写体は、前記第１の放射線源と前記第１の放射線検出回路部との間、並びに前記第２の放射線源と前記第２の放射線検出回路部との間に配置され、
   前記駆動機構は、前記被写体を回転させて前記位置関係を変位させることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
5. 前記駆動機構は、前記被写体を１８０度又は３６０度回転させることを特徴とする請求項４に記載の放射線撮像装置。
6. 前記被写体は、前記第１の放射線源と前記第１の放射線検出回路部との間、並びに前記第２の放射線源と前記第２の放射線検出回路部との間に配置され、
   前記駆動機構は、前記被写体の周りを、前記第１の放射線源及び前記第１の放射線検出回路部、並びに前記第２の放射線源及び前記第２の放射線検出回路部を一体として回転させて前記位置関係を変位させることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
7. 前記駆動機構は、前記被写体の周りを、前記第１の放射線源及び前記第１の放射線検出回路部、並びに前記第２の放射線源及び前記第２の放射線検出回路部を一体として１８０度又は３６０度回転させることを特徴とする請求項６に記載の放射線撮像装置。
8. 前記撮像制御部は、前記駆動機構を間欠的に駆動させることを特徴とする請求項１〜７のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
9. 前記撮像制御部は、前記駆動機構を連続的に駆動させることを特徴とする請求項１〜７のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
10. 前記第１の放射線源及び前記第２の放射線源から出射される放射線は、パルス状に出射されることを特徴とする請求項１〜９のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
11. 前記第１の放射線源及び前記第２の放射線源から出射される放射線は、前記被写体に円錐状に出射されることを特徴とする請求項１〜１０のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
12. 前記第１の放射線検出回路部及び前記第２の放射線検出回路部には、それぞれ前記第１の放射線源及び前記第２の放射線源から出射された放射線を可視光に変換する波長変換体が設けられており、
    前記第１の放射線検出回路部及び前記第２の放射線検出回路部における変換素子は、前記波長変換体で変換された可視光を電気信号に変換することを特徴とする請求項１〜１１のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
13. 前記波長変換体は、Ｇｄ₂Ｏ₂Ｓ、Ｇｄ₂Ｏ₃及びＣｓＩのうち、少なくともいずれか１つを主成分とするものであることを特徴とする請求項１２に記載の放射線撮像装置。
14. 前記第１の放射線検出回路部及び前記第２の放射線検出回路部における変換素子は、アモルファスシリコン半導体を用いたＰＩＮ型センサであることを特徴とする請求項１〜１３のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
15. 前記第１の放射線検出回路部及び前記第２の放射線検出回路部における変換素子は、アモルファスシリコン半導体を用いたＭＩＳ型センサであることを特徴とする請求項１〜１３のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
16. 前記ＭＩＳ型センサは、
    基板上に第１の金属薄膜層からなる下部電極と、
    前記下部電極上に形成され、電子及びホールの通過を阻止するアモルファス窒化シリコンからなる絶縁層と、
    前記絶縁層上に形成された水素化アモルファスシリコンからなる変換層と、
    前記変換層上に形成され、ホールの注入を阻止するＮ型の注入阻止層と、
    前記注入阻止層上の少なくとも一部の領域に形成され、透明導電層又は第２の金属薄膜層からなる上部電極とを含み構成され、
    リフレッシュモードでは、
    前記ＭＩＳ型センサに対して前記変換層からホールを前記上部電極に導く方向に電界を与え、
    光電変換モードでは、
    前記ＭＩＳ型センサに対して、前記変換層に入射した放射線により発生した電子及びホールを当該変換層に留まらせて当該電子を前記上部電極に導く方向に電界を与えて、前記変換層に蓄積されるホールもしくは前記上部電極に導かれた電子を光信号として検出することを特徴とする請求項１５に記載の放射線撮像装置。
17. 前記第１の放射線検出回路部及び前記第２の放射線検出回路部における変換素子は、それぞれ前記第１の放射線源及び前記第２の放射線源から出射された放射線を吸収し、当該放射線を直接、電気信号に変換するものであり、ヨウ化鉛、ヨウ化水銀、セレン、テルル化カドミウム、ガリウムヒ素、ガリウム燐、硫化亜鉛及びシリコンのうち、少なくともいずれか１つを主成分とするものであることを特徴とする請求項１〜１１のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
18. 被写体に対して放射線を出射する第１の放射線源と、
    前記第１の放射線源から出射され、前記被写体を透過した放射線を電気信号に変換する変換素子が２次元アレー状に配置された第１の放射線検出回路部と、
    前記第１の放射線源とは異なる位置に設けられ、前記被写体に対して放射線を出射する第２の放射線源と、
    前記第２の放射線源から出射され、前記被写体を透過した放射線を電気信号に変換する変換素子が２次元アレー状に配置された第２の放射線検出回路部と、
    前記第１の放射線源及び前記第１の放射線検出回路部と前記被写体との位置関係、並びに前記第２の放射線源及び前記第２の放射線検出回路部と前記被写体との位置関係を変位させる駆動機構と、
    前記第１の放射線検出回路部及び前記第２の放射線検出回路部で検出されたそれぞれの電気信号を画像データとして記憶するメモリと、
    前記被写体の放射線像を撮像する際に、前記第１の放射線源に第１の電圧を供給するように制御し、前記第２の放射線源に前記第１の電圧とは異なる第２の電圧を供給するように制御して、前記第１の放射線源から出射される放射線の波長と前記第２の放射線源から出射される放射線の波長とが異なるようにするとともに、前記駆動機構における駆動を制御する撮像制御部と、
    前記メモリに記憶されている前記第１の放射線検出回路部における第１の画像データに基づく第１の画像と、前記メモリに記憶されている前記第２の放射線検出回路部における第２の画像データ基づく第２の画像と、前記第１の画像データと当該第１の画像データと同時に撮像された前記第２の画像データとをエネルギーサブトラクション処理して得られた第３の画像データに基づく第３の画像のうち、少なくとも２つの画像を生成し、生成した各画像を表示装置に同時に表示可能とする画像処理部と
    を有することを特徴とする放射線撮像装置。
19. 被写体に対して放射線を出射する第１の放射線源と、前記第１の放射線源から出射され、前記被写体を透過した放射線を電気信号に変換する変換素子が２次元アレー状に配置された第１の放射線検出回路部と、前記第１の放射線源とは異なる位置に設けられ、前記被写体に対して放射線を出射する第２の放射線源と、前記第２の放射線源から出射され、前記被写体を透過した放射線を電気信号に変換する変換素子が２次元アレー状に配置された第２の放射線検出回路部と、前記第１の放射線源及び前記第１の放射線検出回路部と前記被写体との位置関係、並びに前記第２の放射線源及び前記第２の放射線検出回路部と前記被写体との位置関係を変位させる駆動機構と、前記第１の放射線検出回路部及び前記第２の放射線検出回路部で検出されたそれぞれの電気信号を画像データとして記憶するメモリとを有する放射線撮像装置の制御方法であって、
    前記被写体の放射線像を撮像する際に、前記第１の放射線源に第１の電圧を供給するように制御し、前記第２の放射線源に前記第１の電圧とは異なる第２の電圧を供給するように制御して、前記第１の放射線源から出射される放射線の波長と前記第２の放射線源から出射される放射線の波長とが異なるようにするとともに、前記駆動機構における駆動を制御し、
    前記メモリに記憶されている前記第１の放射線検出回路部における第１の画像データと前記第２の放射線検出回路部における第２の画像データとを演算処理して、前記被写体の断層画像又は３次元画像を生成することを特徴とする放射線撮像装置の制御方法。

Images