JP4501383B2

JP4501383B2 - Ｘ線撮影装置

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Publication number: JP4501383B2
Application number: JP2003321359A
Authority: JP
Inventors: 敦志坂田
Original assignee: Panasonic Corp; Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Current assignee: Panasonic Corp; Panasonic Holdings Corp
Priority date: 2003-09-12
Filing date: 2003-09-12
Publication date: 2010-07-14
Anticipated expiration: 2023-09-12
Also published as: JP2005087281A

Description

本発明は歯科医院等において、口腔内の歯牙等からなる被写体に撮像する手段を密着させて透過Ｘ線像を撮影するＸ線撮影装置に関するものである。

近年、Ｘ線撮影装置として従来の銀塩フィルム方式に変わり電荷結合素子（以下ＣＣＤ）等の固体撮像素子を用いたデジタル方式が広まりつつある。デジタル方式は従来のフィルム方式と比較して１）リアルタイム観察が可能、２）現像装置や廃液処理が不要、３）受光感度が高くＸ線照射量が低減、４）拡大・階調補正などの画像処理が容易、５）撮像画像の経年変化がなく、治療前後の比較も容易、６）保存場所を取らない等多くのメリットがある。

このような固体撮像素子を用いたデジタル方式によるＸ線撮影装置において、良好なＸ線画像を得るためにＸ線の照射の有無、ならびに強度を検出するための検出素子を配置し、検出素子は撮像面の照射Ｘ線強度の平均値を代表する値を発生するように一定の大きさ以上の感光面積を有するように製造され、検出素子はＸ線の強度に比例した出力信号を発生し、この出力をＸ線照射時間中積分し、その結果照射Ｘ線量を算出し、予め決めておいた設定Ｘ線量と比較し、等しくなったときにＸ線照射装置の陽極電流を遮断する方法が提案されている。
特開平５―１３０９９０号公報（第５頁第４図）

従来の方法によると、まず比較する信号が撮像素子上に照射されるＸ線強度の平均値としている。しかし通常口腔内のＸ線撮影を考えると被写体（歯牙）とＸ線センサの位置関係は図１１（ａ）、（ｂ）のようになる。図１１において６はＸ線を検出するＸ線センサとしてのＸ線検出部であり、このＸ線検出部６は、像を撮影するための固体撮像素子１と、固定撮像素子１の近傍に配置されＸ検出部６に照射されたＸ線を検出するための４つの検出素子２、３、４、５を備えている。そして、固体撮像素子１へ照射されるＸ線のＸ線照射分布は均一ではなく、例えば図１１（ａ）の場合、この図で上部約１／５の部分には多量のＸ線が照射され、被写体１１である歯牙と重なる部分では歯牙によりＸ線が吸収されるので極めて少量のＸ線が照射される。

そして、固体撮像素子１に照射されるＸ線強度の平均値によりＸ線の照射を制御する方法では、Ｘ線の照射が多い部分と少ない部分が存在し、平均値が所定の値となるまでＸ線の照射が行われるので、Ｘ線の照射が多い部分、例えば図１１（ａ）に示す右上部では多量のＸ線が照射されるので、この部分の撮像素子は飽和が生じ、その結果その飽和した撮像素子から溢れた電荷が近傍の撮像素子に漏れ、Ｘ線像を潰してしまい、診断に使用できない画像となってしまう。また、これを回避するために設定Ｘ線量を少なくすることも考えられるが、そうするとＳ／Ｎ比の悪い画像となり診断に有効な画像が得られない。

このように、撮像素子上でのＸ線照射量の平均値によりＸ線の照射を制御する方法では撮像素子の局所的な状況を把握、管理することができず、診断に適した画像を得ることは困難である。

また、従来のＸ線照射量の平均値によりＸ線の照射を制御する方法において、検出素子を撮像素子の照射Ｘ線強度の平均値を示す信号を出力するようにある一定以上の面積を持つように製造されなくてはならないとしている。

しかし、実際の製造を考慮するとき、ある一定以上の面積をもつように製造すれば必ず撮像素子の照射Ｘ線強度の平均値を出力するようになるとは考えられず、検出素子上の蛍光体の単位Ｘ線量当たりの発生光量や検出素子の単位光量あたりの発生電荷量などを厳密に管理し、製造しなくてはならない。

また、様々な撮影条件を考慮し、Ｘ線撮影における様々な被写体１１（歯牙）とＸ線検出部６との位置関係で、常に撮像素子上での出力値の平均と検出素子の出力とが等しくなるようにＸ線検出素子の面積を調整してＸ線センサを製造しなくてはならない。

しかし実際のＸ線撮影において図１１（ａ）、（ｂ）でも見られるように被写体（歯牙）とＸ線センサの位置関係は様々であり、各検出素子２、３、４、５への照射Ｘ線量や固体撮像素子１への照射Ｘ線の強度分布はＸ線撮影をする度に異なる。従って固体撮像素子での出力の平均と検出素子の出力とが等しくなるように製造することは極めて困難であり、また検出素子の面積を調整しながら修正を繰返し製造することは非常に多くの手間と時間がかかり、現実的には実現不可能といえる。

また仮に撮像素子での出力の平均と検出素子の出力とが等しくなるように実現したＸ線センサが製造できたとしても、Ｘ線撮影を繰り返す中で、撮像素子および検出素子はＸ線照射による感度の変化を免れることはできず、それぞれ感度の変化が起こる。一般的にＸ線センサではＸ線の照射の繰返しにより感度が低下し、単位Ｘ線当たりの発生電荷量が減少してくる。このように撮像素子での出力値の平均と検出素子の出力とが等しくならい場合が考えられる。

例えば先に示した図１１（ａ）のＸ線検出部６と被写体１１である歯牙との位置関係でのＸ線撮影を考える。このとき検出素子２、検出素子３は固体撮像素子に比べ多量のＸ線を照射される。すると固体撮像素子と比較し検出素子２ならびに検出素子３の発生電荷量の減少量が大きくなるため、検出素子からの発生電荷量を時間積分したとき、予め設定してあるＸ線量に相当する電荷量に達するまでに時間がかかるようになる。その結果固体撮像素子にもその分長い時間のＸ線照射が行なわれ、適切なＸ線量より多くのＸ線量が照射されることになり、飽和などの障害を発生することとなる。

また従来の方法では解析に適した照射Ｘ線量を予め設定するとあるが、解析に適した照射Ｘ線量により得られる画像についての定義は「一定の黒化度の画像」との記述のみである。しかし設定照射Ｘ線量が常に一定であれば、どの程度の量の照射Ｘ線量でも、一定の黒化度の画像を得ることはできる。しかしどの程度の量の照射Ｘ線量でも解析に適したＸ線量とは言えず、Ｘ線の仕様、性能や画像のＳ／Ｎ比などを考慮した照射Ｘ線量の設定が必要となる。

本発明は、Ｘ線撮影において飽和による画像の障害を発生することなく、最もＳ／Ｎ比の良い画像もしくは診断に適したＳ／Ｎ比の画像を得ることができる照射Ｘ線量によるＸ線撮影を実現するＸ線撮影装置を提供することを目的とする。

本発明のＸ線撮影装置は上記課題を解決するために、Ｘ線を照射するＸ線照射部と、固体撮像素子と前記固体撮像素子の近傍に複数設けられており前記Ｘ線照射部から照射されたＸ線を検出する検出素子とを有するＸ線検出部と、前記複数の検出素子各々の電荷量を受信する受信部と前記受信部で受信した電荷量の総和が所定の電荷量であるか否かを判定する判定部とを有しており前記判定部の判定結果に基づいて前記Ｘ線照射部のＸ線の照射を制御するＸ線照射制御部とを備え、そしてＸ線照射制御部は前記複数の検出素子のいずれか一つの検出素子の電荷量の総和がその検出素子の所定の電荷量に達した場合に前記Ｘ線照射部のＸ線照射を停止する。

また固体撮像素子のある照射Ｘ線強度のもとでの単位時間当たり、もしくは単位Ｘ線量当たりの発生電荷量および飽和電荷量と、各検出素子の前記照射Ｘ線強度と同等の照射Ｘ線強度のもとでの単位時間当たり、もしくは単位Ｘ線量当たりの発生電荷量とから、前記固体撮像素子が飽和電荷量に達するときの前記各検出素子毎に各検出素子で発生した電荷量の総和を求めておき、この求めた電荷量を所定の電荷量とする。

また固体撮像素子のある照射Ｘ線強度のもとでの単位時間当たり、もしくは単位Ｘ線量当たりの発生電荷量および飽和電荷量と、各検出素子の前記照射Ｘ線強度と同等の照射Ｘ線強度のもとでの単位時間当たり、もしくは単位Ｘ線量当たりの発生電荷量とから、前記固体撮像素子が診断可能な電荷量に達するときの前記各検出素子毎に各検出素子で発生した電荷量の総和を求めておき、この求めた電荷量を所定の電荷量とする。

またＸ線を照射するＸ照射部と、固体撮像素子と前記固体撮像素子の近傍に複数設けられており前記Ｘ線照射部から照射されたＸ線を検出する検出素子とを有するＸ線検出部と、前記Ｘ線照射部のＸ線の照射を制御するＸ線照射制御部とを備え、前記Ｘ線照射制御部は、前記複数の検出素子各々の電荷量を受信する受信部と、前記受信部で受信した電荷を蓄積する検出電荷蓄積部と、前記検出電荷蓄積部の比較対照となる参照電荷蓄積部と、前記受信部の信号を前記検出電荷蓄積部または前記参照電荷蓄積部のどちらか一方に流れるように、もしくはどちらにも流れないように切り換える切り換え部と、前記検出電荷蓄積部の電荷量と前記参照電荷蓄積部の電荷とを比較する比較部とを有し、前記複数の検出素子のいずれか一つの検出素子の前記検出電荷蓄積部の電荷量が前記参照電荷蓄積部の電荷量に達した場合に前記Ｘ線照射部のＸ線の照射を停止する。

また固体撮像素子のある照射Ｘ線強度のもとでの単位時間当たり、もしくは単位Ｘ線量当たりの発生電荷量および飽和電荷量とから、前記固体撮像素子が飽和電荷量に達するまでの蓄積時間を求めておき、前記照射Ｘ線強度と同等の照射Ｘ線強度のもと、この蓄積時間の間は切り換え部により参照電荷蓄積部に電荷が流れるようにすることで前記参照電荷蓄積部の電荷量を設定する。

また固体撮像素子のある照射Ｘ線強度のもとでの単位時間当たり、もしくは単位Ｘ線量当たりの発生電荷量および飽和電荷量とから、前記固体撮像素子が診断可能な電荷量に達するまでの蓄積時間を求めておき、前記照射Ｘ線強度と同等の照射Ｘ線強度のもと、この蓄積時間の間は切り換え部により参照電荷蓄積部に電荷が流れるようにすることで前記参照電荷蓄積部の電荷量を設定する。

また切り換え部により参照電荷蓄積部に電荷が流れるようにした状態で均一照射Ｘ線強度のもと固体撮像素子および検出素子から電荷の読出しを行ない、前記固体撮像素子が飽和電荷量に達したときに、前記切り換え部により前記参照電荷蓄積部に電荷が流れないようにすることで前記参照電荷蓄積部の電荷量を設定する。

また切り換え部により参照電荷蓄積部に電荷が流れるようにした状態で均一照射Ｘ線強度のもと固体撮像素子および検出素子から電荷の読出しを行ない、前記固体撮像素子が診断可能な電荷量に達したときに、前記切り換え部により前記参照電荷蓄積部に電荷が流れないようにすることで前記参照電荷蓄積部の電荷量を設定する。

以上のように、本発明は検出素子毎に、Ｘ線照射により発生する電荷量を受信して判定することにより、固体撮像素子１上の局所的なＸ線照射の状況を把握、管理することができ、飽和による障害を防ぎ、診断に有効な画像を得ることができる。

また、所定の電荷量を固体撮像素子１における飽和電荷量に対応する電荷量とすることで最もＳ／Ｎ比の良い画像を得ることができる。

また、所定の電荷量を固体撮像素子１における診断に有効な最小限の電荷量に対応する電荷量とすることで診断に有効なＳ／Ｎ比であり、かつ低被曝なＸ線撮影を実現することができる。

また、所定の電荷量を電荷の状態で設定し、比較することで電荷のロスをなくし、より精度の高いＸ線照射時間の制御を行なうことができる。

（実施の形態１）
図１は本発明におけるＸ線撮影装置の構成を示す図であり、図１において、１０はＸ線を照射するＸ線照射部であり、６はＸ線照射部１０が照射したＸ線を検出するＸ線検出部であり、このＸ線検出部６は、Ｘ線照射部１０から照射されるＸ線の量に比例した電荷を発生する固体撮像素子１と、固体撮像素子１の周囲、かつ近傍に配置され、Ｘ線照射部１０から照射されるＸ線の量に比例した電荷を発生する第１から第４の検出素子２、３、４、５とからなる。また、９は、各々の検出素子から出力される電荷を個別に受信し積分する機能を持つ受信部７と、受信部７で個別に受信された電荷量と予め各々の検出素子毎に設定され記憶部（図示せず）に記憶した所定の電荷量とを比較判定する機能を持つ判定部８を有し、判定部８の判定結果に基づいてＸ線照射部１０のＸ線照射を制御するＸ線照射制御部である。

また、図２にＸ線検出部６の模式図を示し、このＸ線検出部６は、固体撮像素子１と、第１から第４の検出素子２、３、４、５を備えている。

また、図３にＸ線撮影装置の概要を示す。図３において、１１はＸ線撮影される被写体（歯牙）であり、１２はＸ線照射制御部９の機能を内部に持ち制御や表示を行うパーソナルコンピュータであり、本発明におけるＸ線撮影装置の利用形態を示す。

以上のように構成されたＸ線撮影装置についてその動作を説明する。

まず、Ｘ線撮影を行なう前に口腔内にＸ線検出部６を配置する。

次に、Ｘ線の照射開始前にＸ線検出部６の各検出素子２、３、４、５からの電荷の読出しを開始し、Ｘ線照射制御部９内の受信部７により各検出素子から出力された電荷を受信し、判定部８にて予め設定された所定の電荷量との比較を開始する。

次に、Ｘ線照射部１０によりＸ線の照射を開始する。Ｘ線照射開始と共に、各検出素子に照射されるＸ線量に比例する電荷が、各検出素子から出力され始める。受信部７により各検出素子からの電荷を個別に受信し、また判定部８により各検出素子から発生した電荷の量を、検出素子毎に予め設定された所定の電荷量と比較する。なお、この所定の電荷量は、Ｘ線照射制御部９内の記憶部（図示せず）に記憶されている。

そして、いずれかの検出素子からの発生電荷量が予め設定された所定の電荷量と等しくなった時点でＸ線照射制御部９はＸ線照射部１０に対してＸ線照射を停止させる信号を送信し、この信号に基づいてＸ線照射部１０はＸ線の照射を停止する。

なお、Ｘ線検出部６における検出素子２、３、４、５の配置と形状は図２に示すように固体撮像素子１の四隅に配置され四角形状とするものに限定されるものではなく、例えば図４の（ａ）、（ｂ）に示すように、固体撮像素子１の周囲かつ近傍に分布して配置されていればよい。なお、図４において、１３が検出素子を示している。

以上のように、検出素子毎にＸ線照射により発生する電荷量を受信して判定することにより、固体撮像素子１上の局所的なＸ線照射の状況を把握、管理することができ、固体撮像素子１全体において診断に有効な画像を得ることができる。

例えば口腔内にＸ線検出部６を配置したときの被写体（歯牙）１１と固体撮像素子１ならびに各検出素子２、３、４、５との位置関係の例を図１１（ａ）に示す。図１１（ａ）の２、３、４、５は第１から第４の検出素子を示す。図１１（ａ）の場合、固体撮像素子１の上部約１／５の部分には、そのＸ線照射方向前面に歯牙等の被写体１１がないため、Ｘ線撮影時には被写体１１による照射Ｘ線の吸収がなく、多量のＸ線が照射されることになる。また同様に、検出素子２、検出素子３にも多量のＸ線が照射され、反対に検出素子４、検出素子５にはその前面に被写体１１があり、被写体１１により照射されるＸ線が吸収されるため少量のＸ線が照射されることになる。従って、図１１（ａ）に示すＸ線検出部６と被写体１１との位置関係の場合、上部約１／５の部分は他の部分に比べてＸ線照射量が多く、飽和を発生し、画像に障害をもたらす危険性がある。しかし各検出素子の出力を個別に受信、判定する本発明によるＸ線撮影装置の場合、固体撮像素子１の上部約１／５の部分のＸ線照射の状況を検出素子２、検出素子３で監視しその検出結果に基づいてＸ線照射部１０を制御することができるので、固体撮像素子１の飽和を発生させることなくＸ線照射を停止することができ、Ｘ線撮影において飽和による画像の障害を発生することなく、最もＳ／Ｎ比の良い画像もしくは診断に適したＳ／Ｎ比の画像を得ることができる照射Ｘ線量によるＸ線撮影を実現することができる。

（実施の形態２）
本実施の形態において実施の形態１と同様の構成については同一の番号を付して詳細な説明を省略する。

本実施の形態では図１に示すＸ線撮影装置に関して、所定の電荷量を求める方法を説明する。

図５において、１９は固体撮像素子１および検出素子２、３、４、５から出力される電荷を測定する各測定部を有する測定部を示し、１４は検出素子２から出力される電荷を測定する第１の測定部、１５は検出素子３から出力される電荷を測定する第２の測定部、１６は検出素子４から出力される電荷を測定する第３の測定部、１７は検出素子５から出力される電荷を測定する第４の測定部、１８は固体撮像素子１から出力される電荷を測定する第５の測定部である。また、２０は測定部１９の各測定部からの測定結果に基づいて、検出素子毎に予め設定する所定の電荷量を求める導出部を示す。

また、本実施の形態ではＸ線検出部６内の固体撮像素子１にフルフレームトランスファー方式のＣＣＤを使用する場合を例として示し、図６にフルフレームトランスファー方式のＣＣＤの概略構造を示す。図６において、２１は受光部および垂直シフトレジスタを示し、２２は水平シフトレジスタを示す。

まず、Ｘ線が照射されていない状態でＸ線検出部６において通常の電荷読出し駆動を行なう。具体的には固体撮像素子１においては垂直転送と水平転送を交互に繰返し、各検出素子においては一定時間間隔でその間隔で発生した電荷を読み出す。

次に、Ｘ線検出部６で電荷読出し駆動が行なわれている状態で、Ｘ線検出部６上へのＸ線照射分布が均一になるようにしてＸ線照射部１０によりＸ線の照射を開始する。すると固体撮像素子１ならびに各検出素子からＸ線の照射により発生した電荷が出力される。

次に、検出素子を代表して検出素子２を例とし、測定部１４における検出素子２から出力される電荷の測定状況について図７を用いて説明する。図７において、横軸はＸ線検出部６から電荷の読出しを始めてからの時間を示し、縦軸は各時間で出力された電荷量を示す。Ｘ線照射部１０によるＸ線の照射が図７のグラフの横軸で示す時間において時間ｔ３からｔ４の間で始まったとする。図７のグラフに示すように時間ｔ４での読み出し以降Ｘ線照射により発生した電荷が出力される。時間ｔ４に示される電荷はＸ線照射開始から時間ｔ４までの間に検出素子２に発生した電荷である。同様に時間ｔ５に示される電荷は時間ｔ４から時間ｔ５の間に検出素子２に発生した電荷である。このように検出素子２からの出力は最初の出力を除いて他は常に一定となる。

次に、測定部１８における固体撮像素子１から出力される電荷の測定状況について図８を用いて説明する。なお、一例として、図６の行Ｖ３からの出力を図８に示している。図７と同様に横軸はＸ線検出部６から電荷の読出しを始めてからの時間を示し、縦軸は各時間で出力された電荷量を示す。Ｘ線の照射が時間ｔ３とｔ４との間で始まったことにより、時間ｔ４での読出し以降Ｘ線照射により発生した電荷が出力される。時間ｔ４で出力された電荷はＸ線照射開始から時間ｔ４までの時間で図６のＶ３１に発生した電荷である。また時間ｔ５で出力される電荷はＸ線照射開始から時間ｔ４までの時間でＶ３２で発生した電荷と時間ｔ４から時間ｔ５までの時間でＶ３１で発生した電荷が足し合わされたものであり、同様に時間ｔ６で出力される電荷はＸ線照射開始から時間ｔ４までの時間でＶ３３で発生した電荷と時間ｔ４から時間ｔ５までの時間でＶ３２で発生した電荷と時間ｔ５から時間ｔ６までの時間でＶ３１で発生した電荷が足し合わされたものである。

このように水平転送と垂直転送が交互に行なわれるため、１回の出力毎に撮像素子１内の電荷が左に一つずつ移動するため、異なるＶ３＊（ここで、＊には１、２、３・・・のように整数が入る）で発生した電荷が足し合わされることになる。そして、このような動作を繰り返していくと、ある時間ｔｎ以後、出力値が一定になる。これは電荷の足し合わせが繰り返された結果、足し合わされた電荷が固体撮像素子１の飽和電荷量と等しくなったためである。飽和電荷量にそれ以上電荷が足し合わされても、漏れてしまうため出力は増えなくなり、一定となる。

ここで、図８より、固体撮像素子１の行Ｖ３での飽和電荷量がｖｎであることが分かる。また、同一の照射Ｘ線量に対して単位時間当たりの発生電荷量は、検出素子２では図２よりｖ２、固体撮像素子１では図８よりｖ４−ｖ３であることが分かる。また固体撮像素子１の行Ｖ３が飽和するときまでに検出素子２から出力される電荷の総和は（数１）により求められることがわかる。

なお、実際には、図８に示すグラフは各行毎に作成しておき、どこかの行が一番最初に出力が一定になった時間をｔｎとする。また各検出素子において、（数１）に相当する値を求め、Ｘ線撮影を行なう際の各検出素子の出力と比較する所定の電荷量とする。

また、撮像素子１の各行の飽和電荷量に対してある一定の割合に達した時間をｔｍとし、ｔｍに関して各検出素子で（数２）により電荷量を求め、

これをＸ線撮影を行なう際の各検出素子の出力と比較する所定の電荷量とする方法も考えられる。

以上のように、フルフレームトランスファー方式のＣＣＤにおいては、電荷を発生する受光部と垂直シフトレジスタが一体となっているため、通常フルフレームトランスファー方式のＣＣＤでの撮影においては、固体撮像素子上に受光により発生した電荷の転送中に、更なる露光による電荷が発生して画像が乱れてしまうことのないよう、電荷を読み出すときはＣＣＤに光が当たらないようにする必要があるのだが、本発明においてはあえて電荷読出し時にＸ線照射による露光を行なうことにより、１回もしくはより少ない回数のＸ線照射ならびにＸ線撮影で所定の電荷量を求めることができる。

また、撮像素子１において飽和電荷量となる時間ｔｎにおいて所定の電荷量を定めた場合、固体撮像素子１の電荷容量を最大限活用した画像を得ることができ、当該Ｘ線撮影のＸ線検出部６と被写体１１（歯牙）位置関係において最もＳ／Ｎ比の良い画像を得ることができる。

また、診断に良好な画像と考えられる基準となるＳ／Ｎ比に対して、固体撮像素子１において、ある一定量以上の電荷があればそのＳ／Ｎ比よりもよくなることが分かっていれば、その電荷量になる時間をｔｍとし、所定の電荷量を定めた場合、より短い時間のＸ線照射で撮影を終えることができ、被写体１１となる人間への被曝量が低減し、かつ診断に有効な画像を得ることができる。

（実施の形態３）
本実施の形態において実施の形態１と同様の構成については同一の番号を付して詳細な説明を省略する。

図９は本実施の形態におけるＸ線撮影装置の概略構成を示す図であり、図９において、２７は受信部７、切り換え部２３、検出電荷蓄積部２４、参照電荷蓄積部２５を有し、比較部２６での比較結果に基づいてＸ線照射部１０のＸ線照射を制御する信号を発信するＸ線照射制御部である。また、２３は受信部の信号を後述する検出電荷蓄積部２４または後述する参照電荷蓄積部２５のどちらか一方に流れるように、もしくはどちらにも流れないように切り換える切り換え部であり、２４はＸ線撮影中に受信部７で受信した電荷を蓄積する検出電荷蓄積部であり、２５はＸ線撮影中に検出電荷蓄積部２４に蓄積された電荷との比較対象となる電荷を予め蓄積しておく参照電荷蓄積部であり、２６は検出電荷蓄積部２４に蓄積された電荷量と参照電荷蓄積部２５に蓄積された電荷量とを比較する比較部である。

以上のように構成されたＸ線撮影装置の動作について、実施の形態１と異なる部分を中心に説明する。

本実施の形態において、検出素子毎に出力された電荷量を比較する所定の電荷量は、Ｘ線撮影を行なう前に電荷の状態で参照電荷蓄積部２５に蓄えておく。なお、この場合、飽和電荷量に達するまでのＸ線照射量と照射時間は実施の形態２で示したような測定によりわかっているものとし、切り換え部２３により検出素子から出力される電荷は参照電荷蓄積部２５に流れるように切り換えておき、飽和電荷量に達するまでの時間Ｘ線を照射して、検出素子から出力された電荷量を比較する所定の電荷量を参照電荷蓄積部２５に電荷の状態で蓄積する。

また、Ｘ線撮影中は切り換え部２３により各検出素子から出力される電荷は検出電荷蓄積部２４に流れるように切り換える。Ｘ線撮影を開始し、各検出素子から出力される電荷を検出電荷蓄積部２４に蓄積し、比較部２６により参照電荷蓄積部２５に蓄積された電荷量と検出電荷蓄積部２４に蓄積された電荷量とを比較し、比較部２６内のいずれか一つの比較結果が参照電荷蓄積部２５に蓄積された電荷量と検出電荷蓄積部２４に蓄積された電荷量とが等しいとなった時点で、Ｘ線照射制御部２７はＸ線照射部１０に対してＸ線照射を停止させるための信号を送信し、Ｘ線照射部１０はこの信号に基づいてＸ線の照射を停止する。

以上のように各検出素子から出力された電荷量を比較する所定の電荷量を電荷の状態で蓄積し、またＸ線撮影中に検出素子から出力される電荷量も電荷の状態で蓄積し、両者を比較することにより、通常考えられる電荷量をＡ／Ｄ変換し、電荷量に相当するデジタル値を加算することで積分し比較する方法と比較すると、Ａ／Ｄ変換を行なわないためアナログ回路のみで回路を構成することができ、通常Ａ／Ｄ変換時に発生するアナログデータをデジタルデータに変換することでの電荷のロスをなくすことができるので精度良く所定の電荷量の設定、ならびに比較を行なうことができる。

（実施の形態４）
本実施の形態において実施の形態３と同様の構成については同一の番号を付して詳細な説明を省略する。

本実施の形態では図１０に示すＸ線撮影装置に関して、所定の電荷量を求める方法を説明する。

図１０において２８は固体撮像素子１から出力される電荷を測定し、測定結果が所定の電荷量となった時点で切り換え部２３に信号を発信する機能を有する測定部を示し、２９は複数の検出素子各々について各検出素子から１回の読出しによって出力される電荷を蓄積し、次の読出し時に、蓄積していた電荷を参照電荷蓄積部２５に送り、また新たに各検出素子から出力された電荷を蓄積する遅延用電荷蓄積部を示す。

まず、Ｘ線が照射されていない状態で切り換え部２３により各検出素子から出力される電荷が参照電荷蓄積部２５側に流れるように切り換える。その後Ｘ線検出部６において通常の電荷読出し駆動を行なう。具体的には固体撮像素子１においては垂直転送と水平転送を交互に繰返し、各検出素子においては一定時間間隔でその間隔で発生した電荷を読み出す。

次に、Ｘ線検出部６で電荷読出し駆動が行なわれている状態で、Ｘ線検出部６上へのＸ線照射分布が均一になるようにしてＸ線照射部１０によりＸ線の照射を開始する。すると固体撮像素子１ならびに各検出素子からＸ線が照射により発生した電荷が出力される。

そして、測定部２８において測定される固体撮像素子１からの出力の変化する状況を監視し、測定部２８で固体撮像素子１から出力される電荷の量が変化しなくなった時点、すなわち、固体撮像素子１が飽和した時点で切り換え部２３に信号を発信し、切り換え部２３において各検出素子から出力される電荷が参照電荷蓄積部２５側に流れないように切り換え、また、以降Ｘ線検出部６からの電荷の読出しを停止する。

あるいは、測定部２８で撮像素子１からの出力される電荷がある一定の量（飽和電荷量よりも少ない量）に達した時点で切り換え部２３に信号を発信し、切り換え部２３において各検出素子から出力される電荷が参照電荷蓄積部２５側に流れないように切り換え、また、以降のＸ線検出部６からの電荷の読出しを停止する。

以上のように測定部２８で固体撮像素子１の出力を測定し、その測定結果により切り換え部２３で各検出素子から参照電荷蓄積部２５側への電荷の流れを止め、また、遅延用電荷蓄積部２９により固体撮像素子１から出力される電荷が測定部２８に到達する時間に対して、各検出素子から出力される電荷が参照電荷蓄積部２５へ到達する時間が１回の読出しの時間分遅くなるようにすることにより、固体撮像素子１からの出力電荷量を考慮した所定の電荷量を電荷のロスを発生することなく、精度良く設定することができる。

また、測定部２８で固体撮像素子１から出力される電荷の量が変化しなくなった時点で切り換え部に信号を発信することで、撮像素子１の電荷容量を最大限活用した画像を得ることができ、当該Ｘ線撮影のＸ線検出部６と被写体（歯牙）１１の位置関係において最もＳ／Ｎ比の良い画像を得ることができる。

また、診断に良好な画像と考えられる基準となるＳ／Ｎ比に対して、撮像素子１において、ある一定量以上の電荷があればそのＳ／Ｎ比よりもよくなることが分かっていれば、その電荷量になる時点で切り換え部２３に信号を発信するよういすることで、より短い時間のＸ線照射で撮影を終えることができ、被写体１１となる人間への被曝量が低減し、かつ診断に有効な画像を得ることができる。

なお、本実施の形態において、Ｘ線検出部６からの電荷の読出しタイミングが非常に短いか、または１回の読出しで各検出素子から出力される電荷量が微量か、または固体撮像素子１から出力される電荷量が増加している状態のとき、1回の読出し当たりの電荷の増分が微量の場合か、または測定部２８において固体撮像素子１から出力される電荷の量がある一定以上の電荷に達した時点で切り換え部２３に信号を発信する場合は遅延用電荷蓄積部２９は構成から外してもよい。

また、遅延用電荷蓄積部２７は、固体撮像素子１から出力される電荷が測定部２８に到達する時間に対して、各検出素子から出力される電荷が参照電荷蓄積部２５へ到達する時間が１回の読出しにかかる時間分遅くなるようになれば、どのような配置、機能でもよく、切り換え部２３と参照電荷蓄積部２５との間に限定的に配置されるものではない。

また、参照電荷蓄積部２５への電荷の流入を固体撮像素子１からの出力を測定しながらリアルタイムで制御するのではなく、予め固体撮像素子１において所定の電荷量に達するまでの時間を計測しておき、その時間だけ切り換え部２３において各検出素子から参照電荷蓄積部２５側に電荷が流れるように切り換えておき、単位時間当たりの照射Ｘ線量が固体撮像素子１において所定の電荷量に達するまでの時間を計測したときと同量になるようにしてＸ線を照射し、その間に発生した電荷を蓄積する方法でもよい。

本発明のＸ線撮影装置は、固体撮像素子上の局所的なＸ線照射の状況を把握、管理することができ、飽和による障害を防ぎ、診断に有効な画像を得ることができので、歯科医院等において、口腔内の歯牙等の被写体を撮像する撮影装置として有用である。

本発明の実施の形態１におけるＸ線撮影装置のブロック図本発明の実施の形態１におけるＸ線検出部の例を示す図本発明の実施の形態１におけるＸ線撮影装置のシステム構成の例を示す図（ａ）本発明の実施の形態１におけるＸ線検出部の他の例を示す図（ｂ）本発明の実施の形態１におけるＸ線検出部の他の例を示す図本発明の実施の形態２における所定の電荷を求める方法を示すブロック図本発明の実施の形態２におけるフルフレームトランスファー方式のＣＣＤの構造を示す概略図本発明の実施の形態２における検出素子から出力される電荷の測定状況を示すグラフ本発明の実施の形態２における固体撮像素子から出力される電荷の測定状況を示すグラフ本発明の実施の形態３におけるＸ線撮影装置のブロック図本発明の実施の形態４における所定の電荷を求める方法を示すブロック図（ａ）口腔内Ｘ線撮影におけるＸ線検出部と被写体（歯牙）との位置関係を示す図（ｂ）口腔内Ｘ線撮影におけるＸ線検出部と被写体（歯牙）との位置関係を示す図

符号の説明

１固体撮像素子
２第１の検出素子
３第２の検出素子
４第３の検出素子
５第４の検出素子
６Ｘ線検出部
７受信部
８判定部
９Ｘ線照射制御部
１０Ｘ線照射部
１１被写体（歯牙）
１２パーソナルコンピュータ
１３検出素子
１４第１の測定部
１５第２の測定部
１６第３の測定部
１７第４の測定部
１８第５の測定部
１９測定部
２０導出部
２１受光部ならびに垂直シフトレジスタ
２２水平シフトレジスタ
２３切り換え部
２４検出電荷蓄積部
２５参照電荷蓄積部
２６比較部
２７Ｘ線照射制御部
２８測定部
２９遅延用電荷蓄積部

Claims

Ｘ線を照射するＸ線照射部と、
前記Ｘ線照射部から照射されるＸ線の量に比例した電荷を発生することでＸ線画像を得られるようにする固体撮像素子と前記固体撮像素子の周囲かつ近傍に複数設けられ前記Ｘ線照射部から照射されるＸ線の量に比例した電荷を発生することでＸ線を検出する検出素子とを有するＸ線検出部と、前記複数の検出素子各々から出力される電荷を個別に受信する複数の受信部と、前記複数の検出素子毎に個別に予め設定された所定の電荷量を記憶する記憶部と、前記受信部で受信した電荷量と前記記憶部に予め記憶された所定の電荷量とを前記複数の検出素子毎に比較判定する判定部と、を有し、
前記判定部の判定結果に基づいて前記Ｘ線照射部のＸ線の照射を制御するＸ線照射制御部と、
を備え、
前記Ｘ線照射制御部は、前記複数の検出素子各々のうちいずれか一つの検出素子について前記受信部で受信した電荷量が前記記憶部に予め記憶された所定の電荷量に達した場合に前記Ｘ線照射部のＸ線の照射を停止するＸ線撮影装置であって、前記記憶部に検出素子毎に予め個別に設定し記憶させる所定の電荷量は、前記固体撮像素子が飽和電荷量に達するときの前記各検出素子毎に発生する電荷量を求めて設定したものであるＸ線撮影装置。