JP4603823B2 - 放射線撮像装置、放射線撮像方法及びプログラム - Google Patents

Description

本発明は、病院内での診断に用いられる放射線検出システム、及び工業用の非破壊検査装置に好適な放射線撮像装置、放射線撮像方法及びプログラムに関する。

現在、医療におけるＸ線の静止画撮影方式は、患者にＸ線を照射し、その透過Ｘ線像をフィルムに露光するフィルム方式が主流になっている。フィルムは、情報を表示及び記録する機能を有し、大面積で、階調性が高く、しかも軽量で取り扱いが容易であるため、広く普及している。

このようなフィルムを用いた撮影方法の一つとして、断層撮影法がある。図１５は、従来のフィルムを用いた断層撮影法を示す模式図である。点Ｆは、Ｘ線発生源の焦点の位置である。被検出体（患者）内の点Ｏを透過した点ＦからのＸ線は、フィルム面の点Ｓに照射される。即ち、点Ｆ、点Ｏ及び点Ｓは一直線上にある。そして、点Ｆ、点Ｏ及び点Ｓを一直線上に保持したまま、撮影対象とする断層面に平行にＸ線源及びフィルムを移動させながら、フィルムに露光する。このとき、Ｘ線源及びフィルムは互いに逆方向に移動させることになる。このような撮影を行うことにより、点Ｏを含んだフィルムに平行な断層面が写し出される。このような方法が、一般に断層撮影法とよばれている。図１５に示す例では、点Ｏを含む断層面Ａ、即ちＸ線とフィルムの間隔をＤ：ｄで分割する断層面ＡのＸ線断層写真が得られる。

ここで、断層面ＡのＸ線撮像写真が得られる機構について説明する。図１５に示す例では、線分Ｆ₁Ｆ₂の長さＬ_F1F2と線分Ｓ₁Ｓ₂の長さＬ_S1S2との間には、Ｌ_F1F2／Ｌ_S1S2＝Ｄ／ｄの関係が成り立ち、Ｌ_F1F2と線分Ｔ₁Ｔ₂の長さＬ_T1T2との間には、Ｌ_F1F2／Ｌ_T1T2＝Ｄ／ｄの関係が成り立つ。点Ｓ₁、点Ｓ₂は、夫々点Ｆ₁、点Ｆ₂からの点Ｏの投影点であり、点Ｔ₁、点Ｔ₂は、夫々点Ｆ₁、点Ｆ₂からの点Ｏ’の投影点である。そして、Ｌ_S1S2＝Ｌ_T1T2の関係も成り立っている。即ち、点Ｏ及び点Ｏ’の投影像が同一のフィルム面に一意的に写し出される。つまり、フィルムに平行な点Ｏと点Ｏ’とを結ぶ断層画像を撮影することができる。

一方、断層面ＡからＸ線源側に距離ｈだけ離間した点Ｚについては、点Ｚの投影像は、Ｘ線源の移動に伴って点Ｕ₁から点Ｕ₂まで移動する。このとき、Ｌ_S1S2と線分Ｕ₁Ｕ₂の長さＬ_U1U2との間には、Ｌ_F1F2／Ｌ_U1U2＝（Ｄ−ｈ）／（ｄ＋ｈ）の関係が成り立ち、Ｌ_F1F2≠Ｌ_U1U2（Ｌ_F1F2＜Ｌ_F1F2）となる。この結果、点Ｚの投影像はフィルムには点として写し出されず、長さ「Ｌ_F1F2−Ｌ_F1F2」の直線像として投影される。従って、点Ｚのように、点Ｏ及び点Ｏ’を含むフィルム面に平行な断層面以外にある被検出体（患者）の像は、直線状にぼやけた画像となり、フィルムに写し出されない。これが、断層撮影法の原理である。図１５では、被検出体（患者）内におけるＸ線源とフィルムとをＤ：ｄに２分する断層面について図示したが、Ｘ線源と患者とフィルムの位置関係を予め選択することにより、任意の断層画像を得ることができる。

また、最近、病院内でのＸ線画像のディジタル化の要求が高まりつつある。例えば、フィルムの替わりに、Ｘ線量を電気信号に変換するＸ線検出素子（固体撮像素子）が２次元アレー状に配置されたＸ線撮像装置が使用され始めている。このようなＸ線撮像装置によれば、Ｘ線画像をディジタル情報に置き換えることができるため、画像情報を遠方に瞬時に伝送することが可能である。このため、例えば、地方でも都心の大学病院に匹敵する高度な診断を受けることが可能になる。また、フィルムの使用を回避することにより、病院内でフィルムの保管スペースが省けるという長所もある。そして、将来的には、優れた画像処理技術を用いることにより、放射線医師を介さずにコンピュータを用いて患者を自動的に診断する方法も期待されている。

近年、固体撮像素子にアモルファスシリコン薄膜半導体を用い、静止画像を撮影できる放射線撮像装置が実用化されている。そして、アモルファスシリコン薄膜半導体の作製技術を用い、人体胸部の大きさを網羅する４０ｃｍ角を超える大面積化が実現されている。また、その作製プロセスが比較的容易であるため、将来的には安価な検出装置の提供が期待されている。しかも、アモルファスシリコンは１ｍｍ以下の薄いガラス上に作製することが可能であるため、ディテクタとしての厚さを非常に薄く、軽く作製できるという長所もある。例えば、特開平８−１１６０４４号公報には、このようなアモルファスシリコン薄膜半導体を用いた放射線撮像装置が記載されている。

しかしながら、フィルムを用いた断層撮影方法においては、取得したい断層面は、予め、Ｘ線源とフィルムと被検出体（患者）との位置関係を選択することにより、任意に決定することができるが、上述のように、１回の撮影で得られる断層写真は１枚だけである。つまり、その他の断層面を得るためには、もう一度撮影しなければならない。また、所望の断層画像が得られなかった場合には、再度撮影のやり直しを選択せざるをえない場合もある。このことは、患者に対して被曝線量が増加することを意味し、決して好ましいことではない。また、一般に、断層撮影方法では、フィルムへの露光時間が数秒にも及ぶため、露光期間における患者の心臓の動きや、呼吸による肺の動きにより、例えば胸部断層画像において、心臓周辺の断層像が不鮮明になることも多く、良好な断層写真を得にくい。更に、フィルムを用いた方法は、断層撮影方法に限らず、病院内においてフィルムの保管スペース上の問題や、膨大なフィルムの中から必要な患者のフィルムを検索するために時間を要すといった問題など、病院での管理、運営面で多くの課題が残されている。

また、上述のように、固体撮像素子を備えたＸ線撮像装置も開発されているが、現状では、フィルムを用いた場合と同様に、１回の撮影で得られる断層写真が１枚だけであることに変わりはない。

特開平８−１１６０４４号公報

本発明は、１回の撮像で複数の断層像を得ることができる放射線撮像装置、放射線撮像方法及びプログラムを提供することを目的とする。

本願発明者は、前記課題を解決すべく鋭意検討を重ねた結果、以下に示す発明の諸態様に想到した。

本発明に係る放射線撮像装置は、放射線発生手段と、前記放射線発生手段からの放射線を電気信号に変換する複数の放射線検出素子がマトリクス状に配列されて構成され、放射線の検出を行う放射線検出手段と、複数フレームにわたって前記放射線検出手段から電気信号を１フレーム毎に読み出す読み出し手段と、前記読み出し手段が読み出した電気信号に対応したデータを、１フレーム毎に１群の情報群として、ｍフレーム分の情報群を記憶する記憶する記憶手段と、ｍフレームにわたって前記放射線発生手段及び前記放射線検出手段が移動して前記放射線発生手段と前記放射線検出手段との間に配置される被検出体を透過した放射線の検出を前記放射線検出手段が行う時に、前記複数の放射線検出素子のうちの第１の放射線検出素子が位置する点と前記放射線発生手段が位置する点とを結ぶ直線と前記被検出体内に設定された第１の平面との交点が実質的に定点となっているように、前記第１の平面から距離Ｄ離間した第２の平面において前記放射線発生手段を移動量Ｌ _X （ｍ）移動させ、且つ、前記第１の平面から距離ｄ離間した第３の面において前記放射線検出手段を移動させる位置制御手段と、前記ｍフレーム分の情報群に基づいて前記第１の平面から前記放射線発生手段側に距離ｈ離間した第４の平面の断層像を得るための処理を行う信号処理手段と、を有し、前記信号処理手段は、前記ｍフレーム分の情報群のうちの第１フレームの情報群における前記第１の放射線撮像素子のデータと、前記ｍフレーム分の情報群のうちの第ｍフレームの情報群における前記第１の放射線検出素子からＺ _X （ｍ）ずれた位置に最も近い放射線検出素子のデータと、を用いて処理を行い、「Ｚ _X （ｍ）＝（ｈ×（Ｄ＋ｄ））／（Ｄ×（Ｄ−ｈ））×Ｌ _X （ｍ）」が成り立つことを特徴とする。

本発明に係る放射線撮像方法は、放射線発生手段と、前記放射線発生手段からの放射線を電気信号に変換する複数の放射線検出素子がマトリクス状に配列されて構成され、放射線の検出を行う放射線検出手段と、前記放射線検出手段から電気信号を読み出す読み出し手段と、前記読み出し手段が読み出した電気信号を記憶する記憶手段と、前記記憶手段に記憶された電気信号の処理を行う信号処理手段と、前記放射線発生手段と前記放射線検出手段の位置を制御する位置制御手段と、を有する放射線撮像装置を用いた放射線撮像方法であって、ｍフレームにわたって前記放射線発生手段及び前記放射線検出手段が移動して前記放射線発生手段と前記放射線検出手段との間に配置される被検出体を透過した放射線の検出を前記放射線検出手段が行う時に、前記複数の放射線検出素子のうちの第１の放射線検出素子が位置する点と前記放射線発生手段が位置する点とを結ぶ直線と前記被検出体内に設定された第１の平面との交点が実質的に定点となっているように、前記位置制御手段を用いて、前記第１の平面から距離Ｄ離間した第２の平面において前記放射線発生手段を移動量Ｌ _X （ｍ）移動させ、且つ、前記第１の平面から距離ｄ離間した第３の面において前記放射線検出手段を移動させ、前記読み出し手段を用いて、ｍフレームにわたって、前記放射線検出素子が生成した電気信号を１フレーム毎に読み出し、前記記憶手段を用いて、前記読み出し手段が読み出した電気信号に対応したデータを、１フレーム毎に１群の情報群として、ｍフレーム分の情報群を記憶し、前記信号処理手段を用いて、前記ｍフレーム分の情報群に基づいて前記第１の平面から前記放射線発生手段側に距離ｈ離間した第４の平面の断層像を得るために、前記ｍフレーム分の情報群のうちの第１フレームの情報群における前記第１の放射線撮像素子のデータと、前記ｍフレーム分の情報群のうちの第ｍフレームの情報群における前記第１の放射線検出素子からＺ _X （ｍ）ずれた位置に最も近い放射線検出素子のデータと、を用いて処理を行い、「Ｚ _X （ｍ）＝（ｈ×（Ｄ＋ｄ））／（Ｄ×（Ｄ−ｈ））×Ｌ _X （ｍ）」が成り立つことを特徴とする。

本発明に係るプログラムは、放射線発生手段と、前記放射線発生手段からの放射線を電気信号に変換する複数の放射線検出素子がマトリクス状に配列されて構成され、放射線の検出を行う放射線検出手段と、前記放射線検出手段から電気信号を読み出す読み出し手段と、前記読み出し手段が読み出した電気信号を記憶する記憶手段と、前記記憶手段に記憶された電気信号の処理を行う信号処理手段と、前記放射線発生手段と前記放射線検出手段の位置を制御する位置制御手段と、を有する放射線撮像装置をコンピュータに制御させるためのプログラムであって、ｍフレームにわたって前記放射線発生手段及び前記放射線検出手段が移動して前記放射線発生手段と前記放射線検出手段との間に配置される被検出体を透過した放射線の検出を前記放射線検出手段が行う時に、前記複数の放射線検出素子のうちの第１の放射線検出素子が位置する点と前記放射線発生手段が位置する点とを結ぶ直線と前記被検出体内に設定された第１の平面との交点が実質的に定点となっているように、前記位置制御手段を用いて、前記第１の平面から距離Ｄ離間した第２の平面において前記放射線発生手段を移動量Ｌ _X （ｍ）移動させ、且つ、前記第１の平面から距離ｄ離間した第３の面において前記放射線検出手段を移動させる手順と、前記読み出し手段を用いて、ｍフレームにわたって、前記放射線検出素子が生成した電気信号を１フレーム毎に読み出す手順と、前記記憶手段を用いて、前記読み出し手段が読み出した電気信号に対応したデータを、１フレーム毎に１群の情報群として、ｍフレーム分の情報群を記憶する手順と、前記信号処理手段を用いて、前記ｍフレーム分の情報群に基づいて前記第１の平面から前記放射線発生手段側に距離ｈ離間した第４の平面の断層像を得るために、前記ｍフレーム分の情報群のうちの第１フレームの情報群における前記第１の放射線撮像素子のデータと、前記ｍフレーム分の情報群のうちの第ｍフレームの情報群における前記第１の放射線検出素子からＺ _X （ｍ）ずれた位置に最も近い放射線検出素子のデータと、を用いて処理を行う手順と、をコンピュータに実行させ、「Ｚ _X （ｍ）＝（ｈ×（Ｄ＋ｄ））／（Ｄ×（Ｄ−ｈ））×Ｌ _X （ｍ）」が成り立つことを特徴とする。

本発明によれば、放射線検出素子が生成した電気信号を１フレーム毎に読み出すため、フレーム毎に得られた情報を適当に組み合わせることが可能であり、この組み合わせを適宜調整することにより、１回の撮像で複数の断層像を得ることができる。従って、１回の撮像で所望の断層像が得られやすくなるため、撮像のやり直しを行う頻度が減少する。この結果、被検知体である患者に対する被曝線量の増加を防止することができる。また、患者の心臓の拍動や呼吸による肺の動きとＸ線の発生タイミングとを同期させた場合には、心臓周辺の断層像として鮮明で良好な断層写真を得ることもできる。更に、本発明では、フィルムを用いる必要がないため、病院内におけるフィルム保管やスペースの問題が解消されると共に、所望の断層写真を検索するための検索時間も短縮される。このため、病院内の管理、運営の面で多くの効果が期待できる。

以下、本発明の実施形態について添付の図面を参照して具体的に説明する。図１は、本発明の実施形態に係るＸ線撮像装置（放射線撮像装置）の構成を示す模式図である。

本実施形態には、被検出体（患者）３の上方にＸ線源２が設けられ、被検出体３の下方に放射線検出装置１が設けられている。放射線検出装置１には、Ｘ線源１から照射され被検出体３を透過してきたＸ線を電気信号に変換する複数のＸ線検出素子（画素）が設けられている。図１では、一方向に配列した１３個のＸ線検出素子を示してある。

更に、本実施形態には、放射線検出装置１及びＸ線源２の位置を制御する位置制御装置４が設けられている。本実施形態では、位置制御装置４がＸ線源２を被検知体３内の任意の断層面Ａに平行に移動させ、互いに等間隔で設定された幾何学的焦点Ｆ₁〜Ｆ_nにＸ線源２があるときに、Ｘ線源２によりＸ線がパルス的に発生し、放射線検出装置１によるＸ線の検出が総計でｎ回行われる。つまり、ｎフレーム分の検出により１回の撮像が行われる。また、位置制御装置４は、Ｘ線源２の移動に合わせて放射線検出装置１を移動させる。

フィルムを用いた従来の断層撮影法では、およそ数秒の間、Ｘ線をフィルムに多重露光している。これに対し、本実施形態では、Ｘ線を放射線検出装置１に唯１回だけ長時間露光するのではなく、点Ｆ₁〜Ｆ_nの各位置において、Ｘ線をその都度照射し、それによって得られた画像情報を、１フレーム毎にその都度読み出す。

図２は、位置制御装置４による位置制御の方法を示す模式図である。位置制御装置４は、断層面Ａ内の任意の点Ａ₁を透過した透過Ｘ線が到達する放射線検出装置１上の点α（Ｘ線源が位置する点と点Ａ₁とを結ぶ線分の延長線上の点）の位置が一定となるようにして、放射線検出装置１をＸ線源２とは反対方向に移動させる。即ち、位置制御装置４は、放射線検出装置１上に原点を設定した場合に、Ｘ線源２が点Ｆ_m（ｍはｎ以下の自然数）にある時に照射され、点Ａ₁を透過した透過Ｘ線が到達する点α_m1の放射線検出装置１上の座標が全て一致するようにして、放射線検出装置１及びＸ線源２を移動させる。

ここで、位置制御装置４によるＸ線源２のｍフレーム間での移動量（例えば点Ｆ₁と点Ｆ_mとの距離）をＬ_X（ｍ）とすると、これに対応するｍフレーム間での放射線検出装置１の移動量Ｌ_S（ｍ）は数１で表される。但し、Ｄは断層面ＡとＸ線源２が移動する面との距離であり、ｄは断層面Ａと放射線検出装置１が移動する面との距離である。

また、点α_m1の放射線検出装置１上の座標は不変であるため、ｍフレーム間での点α_m1の移動量ｘα（ｍ）（例えば点α₁₁と点α_m1との距離）もＬ_Sである。

このような位置制御が行われた場合、断層面Ａ内の他の任意の点に関しても、図３に示すように、その点を透過したＸ線が照射される放射線検出装置１上の点の位置は不変である。即ち、点Ｆ_mにあるＸ線源２から照射され、任意の点Ａ₂を透過したＸ線が到達する点α_m2の放射線検出装置１上の座標は全て一致し、ｍフレーム間での点α_m2の移動量もＬ_Sである。

他の見方をすると、位置制御装置４を用いた制御により、任意の放射線検出素子（例えば点α_m2にあるＸ線検出素子）について、放射線検出装置１（放射線検出手段）がＸ線（放射線）の検出を行う時に放射線検出素子が位置する点α_m2とＸ線源２（放射線発生手段）が位置する点Ｆ_mとを結ぶ直線と、被検出体３内に設定された断層面Ａ（一の平面）と、の交点Ａ₂が実質的に定点となっているように、Ｘ線源２及び放射線検出装置１が移動する。

次に、放射線検出装置１の構成について説明する。図４は、放射線検出装置１の概略的な回路構成を示す回路図である。なお、図４には、便宜上、３×３画素分のＸ線検出素子（光電変換素子）を例示している。

放射線検出装置１では、光電変換基板１０１に、光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３がマトリクス状に配列され、光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３毎にスイッチ素子（ＴＦＴ）Ｔ１−１〜Ｔ３−３が設けられている。また、スイッチ素子Ｔ１−１〜Ｔ３−３をオン／オフさせるための信号が伝送されるゲート配線Ｇ１〜Ｇ３、光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３によって生成された電気信号が伝送される信号配線Ｍ１〜Ｍ３が設けられている。また、信号配線Ｍ１〜Ｍ３と接地電位との間には、読み出し容量素子ＣＭ１〜ＣＭ３が接続されている。例えば、読み出し容量素子ＣＭ１〜ＣＭ３の容量は、各スイッチ素子（ＴＦＴ）のゲート−ソース間の電極間容量（Ｃｇｓ）の総和（ＴＦＴ３個分）である。

光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３は、例えばフォトダイオードと容量素子とが並列接続されて構成されており、バイアス配線Ｖｓを介して逆方向バイアスが印加される。即ち、フォトダイオ−ドのカソ−ド電極側は正にバイアスされる。そして、フォトダイオードによって光電変換された電荷は容量素子に蓄積される。なお、バイアス配線Ｖｓは光電変換素子間で共通の配線である。これらの光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３、スイッチ素子Ｔ１−１〜Ｔ３−３、ゲート配線Ｇ１〜Ｇ３、信号配線Ｍ１〜Ｍ３、及びバイアス配線Ｖｓ等から放射線検出回路（光電変換回路）が構成されている。

放射線検出装置１には、更に、ゲート配線Ｇ１〜Ｇ３にパルス信号を印加し、光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３の動作を制御するシフトレジスタ１０２、信号配線Ｍ１〜Ｍ３を介して並列して出力された信号を増幅し、直列した信号に変換して出力する読み出し用回路１０３、及びこの読み出し用回路１０３から出力された電気信号を処理する信号処理回路１０４が設けられている。なお、信号処理回路１０４には、図４に示しないが、読み出し用回路１０３から出力されたアナログ画像信号をディジタル変換するＡＤコンバータ回路（ＡＤＣ）や、ＡＤＣから出力されたディジタルデータを記憶する記憶回路（メモリ）等が含まれている。

なお、放射線検出装置１の放射線検出回路等の回路上には、例えばＸ線を直接吸収し電気信号に変換する材料を含有する膜が形成されているか、又は可視光を電気信号に変換する光電変換体と、Ｘ線を吸収し可視光に変換する波長変換体（蛍光体）を含有する膜との積層体が形成されている。Ｘ線を直接吸収し電気信号に変換する材料としては、例えばヨウ化鉛（ＰｂＩ₂）、ヨウ化水銀（ＨｇＩ₂）、セレン（Ｓｅ）、ヒ化ガリウム（ＧａＡｓ）が挙げられる。また、光電変換体としては、例えばアモルファスシリコンを主たる材料にした光電変換素子が挙げられ、波長変換体（蛍光体）としては、酸化ガドリニウム（Ｇｄ₂Ｏ₃）、酸硫化ガドリニウム（Ｇｄ₂Ｏ₂Ｓ）、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）等を主たる母体材料とした材料が挙げられる。なお、図１には、これらの材料は示していない。

次に、読み出し用回路１０３の構成について説明する。図５は、読み出し用回路１０３の概略的な回路構成を示す回路図である。なお、図５には、便宜上、信号配線Ｍ１〜Ｍ３に対応する部分を例示している。

読み出し用回路１０３には、信号配線Ｍ１〜Ｍ３の電位をリセットするためのスイッチＲＥＳ１〜ＲＥＳ３、信号配線Ｍ１〜Ｍ３の信号を増幅するアンプＡＭＰ１〜ＡＭＰ３、これらのアンプＡＭＰ１〜ＡＭＰ３によって増幅された信号を一時的に記憶するサンプルホールド容量素子ＣＬ１〜ＣＬ３、サンプルホールド容量素子ＣＬ１〜ＣＬ３がサンプルホールドするタイミングを制御するためのスイッチＳｎ１〜Ｓｎ３、バッファアンプＢＵ１〜ＢＵ３、及び並列信号を直列変換するためのスイッチＳｒ１〜Ｓｒ３が設けられている。更に、読み出し用回路１０３には、並列信号を直列変換するためのパルス信号をスイッチＳｒ１〜Ｓｒ３に与えるシフトレジスタ１０５、及び直列変換された信号を出力するバッファアンプ１０６が設けられている。

次に、信号処理回路１０４の構成について説明する。図６は、信号処理回路１０４の概略的な回路構成を示す回路図である。

信号処理回路１０４には、読み出し用回路１０３から出力されたＸ線情報を含むアナログ信号をディジタル信号に変換するＡＤコンバータ回路（ＡＤＣ）１０７が設けられている。ＡＤＣ１０７の分解能は、診断目的に応じて調節することができ、胸部Ｘ線撮影の場合、１２ビット〜１４ビット以上とすることが妥当である。更に、信号処理回路１０４には、ＡＤＣ１０７から出力されたディジタル信号が表すデータを格納するｎ個の記憶回路（メモリ）１０８−１〜１０８−ｎが設けられている。記憶回路１０８−１には、点Ｆ₁にあるＸ線源２から照射され到達したＸ線から変換された信号が格納され、記憶回路１０８−２には、点Ｆ₂にあるＸ線源２から照射され到達したＸ線から変換された信号が格納され、同様にして、記憶回路１０８−ｎには、点Ｆ_nにあるＸ線源２から照射され到達したＸ線のデータが格納される。そして、記憶回路（メモリ）１０８−１〜１０８−ｎに格納されたデータは、信号処理回路１０８内で、コンピュータであるＣＰＵ（中央演算処理装置）１０９等によって処理される。

次に、本実施形態に係るＸ線撮像装置の１フレーム分の動作について説明する。図７は、Ｘ線撮像装置の１フレーム分の動作を示すタイミングチャートである。図７に示すように、１フレームは光電変換期間（Ｘ線照射期間）と読み出し期間とから構成されている。

光電変換期間（Ｘ線照射期間）では、ゲート配線Ｇ１〜Ｇ３をロウ（Ｌｏｗ）とし、全てのＴＦＴをオフ状態としておく。この状態において、光源（Ｘ線）をパルス的にオンとすると、被検知体３を透過したＸ線が各光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３に照射され、Ｘ線の量に対応した信号電荷が容量素子に蓄積される。その後、光源がオフとなるが、この後でも、信号電荷は容量素子に保持され続ける。

読み出し期間では、読み出し動作を、第１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３、第２行目の光電変換素子Ｓ２−１〜Ｓ２−３、第３行目の光電変換素子Ｓ３−１〜Ｓ３−３の順で行う。

第１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３の読み出しでは、スイッチ素子（ＴＦＴ）Ｔ１−１〜Ｔ１−３のゲート配線Ｇ１にシフトレジスタ１０２からゲートパルスを与える。これにより、スイッチ素子Ｔ１−１〜Ｔ１−３がオン状態になり、光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３に蓄積されていた信号電荷が、信号配線Ｍ１〜Ｍ３に転送される。前述のように、信号配線Ｍ１〜Ｍ３には、読み出し容量素子ＣＭ１〜ＣＭ３が付加されているため、信号電荷はスイッチ素子Ｔ１−１〜Ｔ１−３を介して、読み出し容量素子ＣＭ１〜ＣＭ３に転送される。そして、読み出し容量素子ＣＭ１〜ＣＭ３に転送された信号電荷は、読み出し用回路１０３内のアンプＡＭＰ１〜ＡＭＰ３によって増幅される。

更に、アンプＡＭＰ１〜ＡＭＰ３によって増幅された信号電荷は、サンプルホールド容量素子ＣＬ１〜ＣＬ３に転送され、ＳＭＰＬ信号をオンした後、オフすると、サンプルホールド容量素子ＣＬ１〜ＣＬ３に保持（ホールド）される。次に、シフトレジスタ１０５から、スイッチＳｒ１、Ｓｒ２、Ｓｒ３にこの順番でパルス信号を印加すると、サンプルホールド容量素子ＣＬ１〜ＣＬ３にホールドされていた信号が、バッファアンプＢＵ１〜ＢＵ３を介してサンプルホールド容量素子ＣＬ１、ＣＬ２、ＣＬ３の順でアンプ１０６によって増幅された後、出力される。ここで、バッファアンプＢＵ１〜ＢＵ３から出力されたアナログ信号がアンプ１０４から出力されるため、バッファアンプＢＵ１〜ＢＵ３、シフトレジスタ１０５、スイッチＳｒ１〜Ｓｒ３及びアンプ１０６から構成される回路をアナログマルチプレクサと称することもできる。従って、光電変換素子Ｓ１−１、Ｓ１−２及びＳ１−３によって生成された１行分の光電変換信号がアナログマルチプレクサにより順次出力されるということもできる。

第２行目を構成する光電変換素子Ｓ２−１〜Ｓ２−３の読み出し動作、第３行目を構成する光電変換素子Ｓ３−１〜Ｓ３−３の読み出し動作も、第１行目と同様に行う。第１行目の光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ１−３からの読み出し時にＳＭＰＬ信号を用いて信号配線Ｍ１〜Ｍ３の信号をサンプルホールド容量素子ＣＬ１〜ＣＬ３にサンプルホールドしておくことにより、ＣＲＥＳ信号を用いて信号配線Ｍ１〜Ｍ３の電位をＧＮＤ電位にリセットした後に、ゲート配線Ｇ２のゲートパルスを印加することができる。即ち、信号の重畳が生じないため、シフトレジスタ１０５を用いて第１行目の信号を直列変換している間に、並行してシフトレジスタ１０２を用いて第２行目の光電変換素子Ｓ２−１〜Ｓ２−３の信号電荷を転送することができる。これらの動作により、第１行目から第３行目までの光電変換素子Ｓ１−１〜Ｓ３−３の信号電荷を出力することができる。

ここで、本実施形態に係るＸ線撮像装置を用いてＸ線断層写真を得る方法について説明する。先ず、放射線検出装置１及びＸ線源２を、図２及び図３に示すように移動させながら、ｎフレームの検出を上記の方法に従って行う。この結果、第ｍフレームのデータが記憶回路１０８−ｍに格納される。

被検知体３内の撮影対象とする断層面が、被検知体３を透過したＸ線が放射線検出装置１上に照射される点の座標が不変な点の集合からなる断層面（例えば図２及び図３に示す断層面Ａ）である場合には、同一の光電変換素子（画素）から読み出され、記憶回路１０８−ｍに一旦格納されたデータを、図８に示すように、そのまま１０フレーム間で足し合わせ、その総和を求めればよい。即ち、図８に示すように、例えば点Ａ₃₀の像を得ようとする場合には、第１フレーム〜第１０フレームの全１０フレームについて、画素“ａ３３”のデータを記憶回路１０８−１〜記憶回路１０８−０から読み出し、これらを足し合わせてその総和を求めればよい。これは、そのまま足し合わせた画素データには、断層面Ａ内の同一点のＸ線情報が含まれているからである。そして、撮影対象である断層面Ａ内の各点について画素データの平均値を求めることにより、断層面ＡのＸ線断層写真を得ることができる。なお、図８では、便宜上、「ｎ＝１０」とし、Ｘ線源２が点Ｆ₁〜点Ｆ₁₀にある時に、放射線検出装置１によるＸ線の検出が行われ、１０フレームから１のＸ線断層写真が得られるものとしているが、ｎの値は１０である必要はない。また、図８中の“ａ２３”〜“ａ５１”は、放射線検出装置１に、その移動方向に沿って配置された画素（光電変換素子）に付したの番号である。

次に、図９に示すように、断層面ＡからＸ線源２側に距離ｈだけ離間した断層面ＢのＸ線断層写真を得る方法について説明する。

上述のように、本実施形態では、ｍフレームの間にＸ線源２がＬ_X（ｍ）だけ移動し、放射検出装置１がＬ_S（ｍ）だけ移動する。従って、断層面Ｂ内で点Ａ₁の直上に位置する点Ｂ₁に関し、点Ｂ₁を透過したＸ線が到達する放射線検出装置１上の点β_m1のｍフレームの間での移動量ｘβ（ｍ）は数２で表される。

従って、移動量ｘβ（ｍ）は放射線検出装置１の移動量Ｌ_S（ｍ）とは一致しておらず、同一の光電変換素子（画素）から読み出されたデータをそのままｎフレーム間で足し合わせただけでは、断層面ＢのＸ線断層写真は得られない。

ここで、点β_m1の放射線検出装置１上の座標に着目すると、点β_m1の放射線検出装置１上の座標は、ｍフレームの間に、数３で表される量Ｚ_X（ｍ）だけ第１フレーム時の座標からずれていることになる。

ここで、上述したように、位置制御装置４によるＸ線源２の連続した２フレーム間での移動量Ｌ_X（２）は一定であるため、ずれ量Ｚ_X（２）も一定である。従って、数３より、点β_m1は１フレーム毎に（連続した２フレーム間で）一定量ずつずれていることになる。

このため、例えば、連続した２フレーム間でのずれの量Ｚ_X（２）（ｘβ（２）−Ｌ_S（２））が２画素分（２個の光電変換素子分）に相当している場合には、記憶回路１０８−１〜１０８−ｎに格納されているデータの処理に当たり、読み出されたデータを２画素分ずつずらしながらｎフレーム間で足し合わせてその総和を求めればよい。即ち、図１０に示すように、例えば点Ｂ₃₀の像を得ようとする場合には、第１フレームについては、画素“ａ４３”のデータを記憶回路１０８−１から読み出し、第２フレームについては、画素“ａ４３”から２画素ずれた画素“ａ４１”のデータを記憶回路１０８−２から読み出し、第３フレームについては、画素“ａ４１”から２画素ずれた画素“ａ３９”のデータを記憶回路１０８−２から読み出し、以下順次２画素分のずれを設定しながら、最後に、第１０フレームについて、画素“ａ２７”（第９フレームの読み出し対象）から２画素ずれた画素“ａ２５”のデータを記憶回路１０８−１０から読み出し、これらを足し合わせてその総和を求めればよい。これは、第１フレームから第１０フレームまでの間に得られた画素データに関し、２画素ずつずれた画素データには、断層面Ｂ内の同一点のＸ線情報が含まれているからである。そして、撮影対象である断層面Ｂ内の各点について画素データの平均値を求めることにより、断層面ＢのＸ線断層写真を得ることができる。

また、断層面Ｂ内の点の画素データが得られる機構は、次のように考えることもできる。

図１１に示すように、点Ｆ₁にあるＸ線源２から断層面Ａ内の点Ｃ₁に照射されたＸ線は、その延長線上にある放射線検出装置１上の点Ｐ₁に照射され、点Ｆ_nにあるＸ線源２から点Ｃ₁に照射されたＸ線は、その延長線上にある放射線検出装置１上の点Ｐ₂に照射され、点Ｃ₁が断層面Ａ内の点であるため、上述のように、点Ｐ₂の放射線検出装置１上の座標は点Ｐ₁の放射線検出装置１上の座標と一致する。即ち、点Ｐ₂に位置する画素は点Ｐ₁に位置する画素と同じものである。同様に、点Ｆ₁にあるＸ線源２から断層面Ａ内の点Ｃ₂に照射されたＸ線は、その延長線上にある放射線検出装置１上の点Ｑ₁に照射され、点Ｆ_nにあるＸ線源２から点Ｃ₂に照射されたＸ線は、その延長線上にある放射線検出装置１上の点Ｑ₂に照射され、点Ｃ₂が断層面Ａ内の点であるため、上述のように、点Ｑ₂の放射線検出装置１上の座標は点Ｑ₁の放射線検出装置１上の座標と一致する。従って、線分Ｐ₁Ｑ₁と線分Ｐ₂Ｑ₂との間には、数４の等式が成り立つ。

また、図１２に示すように、点Ｆ₁に位置するＸ線源から照射され、点Ｐ₁に到達したＸ線（Ｘ線Ｆ₁→Ｐ₁）から得られる情報には、点Ｃ₁の情報だけでなく、断層面Ｂ内の点Ｅ₁の情報も含まれている。同様に、点Ｆ_nに位置するＸ線源から照射され、断層面Ｂ内の点Ｅ₁を経て点Ｐ₃に到達したＸ線（Ｘ線Ｆ_n→Ｐ₃）から得られる情報にも、点Ｅ₁の情報が含まれている。但し、点Ｐ₁と点Ｐ₃とでは、放射線検出装置１上の座標が相違している。即ち、点Ｐ₁に位置する画素と点Ｐ₃に位置する画素とは相違している。一方、前述のように、点Ｐ₁に位置する画素と点Ｐ₂に位置する画素とは同一である。従って、点Ｐ₂と点Ｐ₃との間隔だけ点Ｐ₂から離れた画素に、点Ｅ₁の情報を含むＸ線が点Ｆ_nのＸ線源２から照射されたことになる。

ここで、三角形△Ｆ_nＥ₂Ｅ₁と三角形△Ｆ_nＰ₂Ｐ₃との間には、相似の関係が成り立ち、数５の等式が成り立つ。

なお、点Ｅ₂は、点Ｆ_nに位置するＸ線源から照射され、断層面Ａ内の点Ｃ₁を経て点Ｐ₂に到達するＸ線（Ｘ線Ｆ_n→Ｐ₂）が経路とする断層面Ｂ内の点である。

従って、点Ｆ_nに位置するＸ線源から照射され、点Ｐ₂に到達したＸ線（Ｘ線Ｆ_n→Ｐ₂）から得られる情報には、点Ａ₃の情報だけでなく、断層面Ｂ内の点Ｅ₂の情報も含まれている。同様に、点Ｆ₁に位置するＸ線源から照射され、断層面Ｂ内の点Ｅ₂を経て点Ｐ₀に到達したＸ線（Ｘ線Ｆ₁→Ｐ₀）から得られる情報にも、点Ｅ₂の情報が含まれている。但し、点Ｐ₀と点Ｐ₂とでは、放射線検出装置１上の座標が相違している。即ち、点Ｐ₀に位置する画素と点Ｐ₂に位置する画素とは相違している。一方、前述のように、点Ｐ₁に位置する画素と点Ｐ₂に位置する画素とは同一である。従って、点Ｐ₁と点Ｐ₀との間隔だけ点Ｐ₁から離れた画素に、点Ｅ₂の情報を含むＸ線が点Ｆ₁のＸ線源２から照射されたことになる。

ここで、三角形△Ｆ₁Ｅ₂Ｅ₁と三角形△Ｆ₁Ｐ₀Ｐ₁との間には、相似の関係が成り立ち、数６の等式が成り立つ。

従って、数５及び数６より数７の等式が成り立つ。

また、図１３に示すように、点Ｆ_nに位置するＸ線源から照射され、点Ｑ₂に到達したＸ線（Ｘ線Ｆ_n→Ｑ₂）から得られる情報には、点Ｃ₂の情報だけでなく、断層面Ｂ内の点Ｅ₃の情報も含まれている。同様に、点Ｆ₁に位置するＸ線源から照射され、断層面Ｂ内の点Ｅ₃を経て点Ｑ₀に到達したＸ線（Ｘ線Ｆ₁→Ｑ₀）から得られる情報にも、点Ｅ₃の情報が含まれている。

ここで、三角形△Ｆ₁Ｅ₃Ｅ₄と三角形△Ｆ₁Ｑ₀Ｑ₁との間には、相似の関係が成り立ち、数８の等式が成り立つ。

なお、点Ｅ₄は、点Ｆ₁に位置するＸ線源から照射され、断層面Ａ内の点Ｃ₂を経て点Ｑ₁に到達するＸ線（Ｘ線Ｆ₁→Ｑ₁）が経路とする断層面Ｂ内の点である。

従って、点Ｆ₁に位置するＸ線源から照射され、点Ｑ₁に到達したＸ線（Ｘ線Ｆ₁→Ｑ₁）から得られる情報には、点Ｃ₂の情報だけでなく、断層面Ｂ内の点Ｅ₄の情報も含まれている。同様に、点Ｆ_nに位置するＸ線源から照射され、断層面Ｂ内の点Ｅ₄を経て点Ｑ₃に到達したＸ線（Ｘ線Ｆ_n→Ｑ₃）から得られる情報にも、点Ｅ₄の情報が含まれている。

ここで、三角形△Ｆ_nＥ₃Ｅ₄と三角形△Ｆ_nＱ₂Ｑ₃との間には、相似の関係が成り立ち、数９の等式が成り立つ。

従って、数８及び数９より数１０の等式が成り立つ。

更に、図１１に示すように、三角形△Ｆ₁Ｅ₂Ｅ₄と三角形△Ｆ₁Ｐ₀Ｑ₁との間には、相似の関係が成り立ち、数１１の等式が成り立つ。

同様に、三角形△Ｆ_nＥ₂Ｅ₄と三角形△Ｆ_nＰ₂Ｑ₃との間には、相似の関係が成り立ち、数１２の等式が成り立つ。

従って、数１１及び数１２より数１３の等式が成り立つ。

そして、数４、数７、数１０及び数１３より数１４の関係が成り立つ。

数１４より、本実施形態では、位置制御装置４による放射線検出装置１及びＸ線源２の位置の制御によって、断層面ＡからＸ線源２側に離間した断層面Ｂを構成する点の情報が、すべて等間隔分だけ離れた光電変換素子（画素）に投影されているということができる。

次に、Ｘ線源２が点Ｆ₁から点Ｆ_nまで移動したときの光電変換素子（画素）のずれ量に相当する線分Ｑ₀Ｑ₁の長さについて説明する。先ず、三角形△Ｅ₃Ｆ₁Ｆ_nと三角形△Ｅ₃Ｑ₀Ｑ₂との間には、相似の関係が成り立ち、数１５の等式が成り立つ。

従って、線分Ｑ₀Ｑ₂の長さは数１６で表される。

また、三角形△Ｃ₂Ｆ₁Ｆ_nと三角形△Ｃ₂Ｑ₁Ｑ₂との間には、相似の関係が成り立ち、数１７の等式が成り立つ。

従って、線分Ｑ₁Ｑ₂の長さは数１８で表される。

数１６及び数１８から線分Ｑ₀Ｑ₁の長さは数１９で表される。

数１９より、断層面ＡとＸ線源２が移動する平面との距離Ｄ、断層面Ａと放射線検出装置１が移動する平面との距離ｄ、断層面Ｂと断層面Ａとの距離ｈ、Ｘ線源２の総移動距離を示す線分Ｆ₁Ｆ_nの長さの４つの変数に基づいて、断層面Ｂを構成する点の情報が得られる光電変換素子（画素）の位置を特定できる。換言すれば、上記４つの変数を用いることにより、患者の任意の断層情報、即ちＸ線断層写真を得ることができる。

そして、例えば「ｎ＝１０」とした場合、線分Ｑ₀Ｑ₁の長さは数２０で表される。

ここで、線分Ｑ₀Ｑ₁の長さはＸ線源２が点Ｆ₁から点Ｆ_nまで移動したときの光電変換素子（画素）のずれ量Ｚ_X（１０）に相当し、また、線分Ｆ₁Ｆ_nの長さは、Ｌ_X（１０）に相当する。従って、数２０は数２１のように表すこともできる。

そして、これを一般化すると数３と同じ式（数２２）が導き出される。

数３及び数２２における「Ｌ_X（ｍ）」、「Ｄ」及び「ｄ」の各値は、撮影開始時に決定する固定値であり、「ｈ」は撮影対象とする断層面に応じて信号処理時に選択することができる。従って、上述の説明では、連続した２フレーム間で２画素のずれが生じる場合の信号処理の例を挙げているが、本実施形態によれば、「ｈ」の値を変化させることにより、断層面Ｂのみならず任意の断層面のＸ線断層写真を得ることが可能である。

なお、断層面Ａについては、上述のように、画素ずらしを施すことなくそのまま積算することにより、Ｘ線断層写真が得られるが、見方を変えれば、数３及び数２２において、ｈが０となるため、Ｚ_X（ｍ）＝０ととらえることもできる。

また、光電変換素子（画素）は、図４に示すように、２次元空間に等ピッチで配置されている。これに対し、数３及び数２２から得られるＺ_X（ｍ）、特にＺ_X（２）の値が画素ピッチの整数倍とならない場合もある。このような場合には、Ｚ_X（２）を画素ピッチで除して得られた値の小数点以下を四捨五入することによって整数値を得てもよく、繰り上げ又は繰り下げによって整数値を得てもよい。つまり、連続した２フレーム間での光電変換素子（画素）のずれ量Ｚ_X（２）に基づいて特定される画素に最も近い画素からの読み出しデータを選択できればよい。

なお、上述の説明では、位置制御装置４によって放射線検出装置１及びＸ線源２の位置を制御するに際して、Ｘ線源２を点Ｆ₁、点Ｆ₂・・・、点Ｆ_nの各点で停止させ、Ｘ線を照射させているが、特にＸ線の照射を停止させる必要はなく、Ｘ線の照射を継続しながらＸ線源２を連続的に移動させてもよい。同様に、放射線線検出装置１についても、検出（読み出し）の度に放射線線検出装置１の移動を停止させる必要はなく、連続的に移動させながら検出を行ってもよい。但し、停止させて撮影した場合と比較すると、連続的な撮影を行った場合には断層画像の品位が若干劣化することもあり得る。

また、上述の説明では、１０フレームから１枚のＸ線断層写真が得られるとしているが、移動距離Ｌ_X（２）及びＬ_S（２）をより細かく設定して撮影枚数を多くするほど、得られる断層写真の画像品位は向上する。

また、放射線検出装置１及びＸ線源２の移動方向は、１次元方向に限定されるものではなく、例えば図１の紙面の奥行き方向にも放射線検出装置１及びＸ線源２を移動させて２次元方向に移動させてもよい。この場合、信号処理の方法は多少複雑化するが、図８及び図１０に示すような方法を２次元方向に適用した信号処理を行えばよい。

また、放射線検出装置１及びＸ線源２の移動は直線的である必要はなく、曲線的にこれらを移動させてもよい。例えば、円軌道、楕円軌道又は渦巻き軌道で放射線検出装置１及びＸ線源２を移動させてもよい。

また、放射線検出装置１とＸ線源２とを互いに平行に移動させる必要はなく、被検知体３内の任意の点を中心に放射線検出装置１及びＸ線源２を円弧状に移動させてもよい。

なお、心臓やその近傍のＸ線断層写真を得ようとする場合には、撮影の段階で患者の心臓の動きを検知しながら、それに同期をさせながら、心臓の動きが小さい期間にＸ線を発生させることが好ましい。図１４は、心臓のＸ線断層写真を得る場合に好ましい制御方法を示すタイミングチャートである。

図１４に示すように、患者の心臓の拍動を考慮し、心臓の動きが小さい期間にＸ線を発生させることにより、心臓の動きに左右されない断層写真を得ることができる。特に、胸部断層画像において、心臓近辺の情報を鮮明に採取することができるようになるため、診断能率が向上する。

ここで、心臓の拍動を検知する方法としては、通常の心電図を得る方式で検知してもよく、また、血圧を測定するように圧力を検知してもよい。

心臓の心拍を検知する方法としては、いくつかの方法がある。例えば、健康診断などで使われている最も一般的な十二誘導心電図と呼ばれる測定方法があり、この方法では、体表面に装着した複数の電極を用い、心臓の筋肉が収縮するごとに発生する微量の活動電流の変化（心電図）を検知する。

一般にこの方法は、電極は左右の手首、足首の４カ所と、心臓のまわりの胸部に６カ所に装着し、電気配線が多いため、その配線は、Ｘ線断層画像を撮影するときにＸ線を遮る部材となってしまい、状況によっては正確な画像が得られなくなる短所となる。また、電極装着には時間がかかるといった短所がある。

また、心臓の心拍を検知するの別の方法として、血圧（血管の圧力差）を測定するような圧力を検知する方法がある。この方法では、圧力センサを上腕に装着してもよいし、指に装着してもよい。但し、圧力センサで検知する場合、心臓の動きに対して圧力センサの信号ピーク位置には、遅延が生ずるため、その遅延分を補正して、心臓の動きが最小となる地点でＸ線を照射させることが好ましい。その遅延量は個人により若干異なるために、心臓の動きが最小となる遅延時間の予測が、むずかしい。

また、心臓の心拍を検知するの別の方法として、心音を検知する方法がある。この方法では、マイクロフォンを内蔵したプローブを患者の胸部に当て心音を検知する。マイクロフォンを高感度にできれば、心臓に近い左胸部だけではなく、離れた部位に当てても検知可能である。ピックアップした信号は、ワイヤレス構造にして離れた装置に飛ばすことも可能であり。きわめて小型で軽量の心拍検知センサとなる。

また、心臓の心拍を検知するの別の方法として、脈波（血管容積の変化）を検知する方法がある。脈波とは、身体組織のある部分への血液の流入によって生じる容積変化を体表面から波形としてとらえたものであり、いわば血管運動反応である。心臓の動きそのものに１対１に対応するのではなく、末梢血管の運動を測定することによって、間接的には心電図の心拍の間隔と同様の意味を持つ情報が得られる。脈波の検知方法のひとつとしては、近赤外光を皮膚表面から照射し、受光素子で透過光または反射光を検出する方法がある。透過光又は反射光が測定部位に流れている血流量によって変化することを利用し、血流量の変化を電気信号に変換する。計測部位としては、指尖や耳朶が良く選ばれる。脈波を検知する方法においても、圧力センサで検知する方法と同様に、検知信号と心臓の動きが最小となるタイミングとの時間関係を掌握した状態で、心臓の動きが最小となる時点でＸ線を照射することが好ましい。

また、肺やその近傍のＸ線断層写真を得ようとする場合には、心臓の拍動ではなく、患者の呼吸にＸ線の発生を同期させることが好ましい。即ち、胸の動きが小さい期間にＸ線を発生させる。このような制御を行うことにより、良質な胸部断層画像が得られる。この場合、心臓の拍動と比較すると呼吸の周期が長いため、撮影には多少時間がかかる。更に、呼吸及び心臓の両方の動きにＸ線を同期させてもよい。

患者の呼吸を検知する方法としては、例えば、患者の鼻腔近傍に配備された呼吸による吸気又は吸気を検知する方法や、患者の気管支又は肺野部にマイクロフォンを配置し呼吸音を検知する方法がある。

本発明の実施形態は、例えばコンピュータがプログラムを実行することによって実現することができる。また、プログラムをコンピュータに供給するための手段、例えばかかるプログラムを記録したＣＤ−ＲＯＭ等のコンピュータ読み取り可能な記録媒体又はかかるプログラムを伝送するインターネット等の伝送媒体も本発明の実施形態として適用することができる。また、上記のプログラムも本発明の実施形態として適用することができる。上記のプログラム、記録媒体、伝送媒体及びプログラムプロダクトは、本発明の範疇に含まれる。

本発明の実施形態に係るＸ線撮像装置（放射線撮像装置）の構成を示す模式図である。 位置制御装置４による位置制御の方法を示す模式図である。 位置制御装置４による位置制御と断層面Ａ内の点の投射影との関係を示す模式図である。 放射線検出装置１の概略的な回路構成を示す回路図である。 読み出し用回路１０３の概略的な回路構成を示す回路図である。 信号処理回路１０４の概略的な回路構成を示す回路図である。 Ｘ線撮像装置の１フレーム分の動作を示すタイミングチャートである。 断層面Ａの断層像を得る際の信号処理回路１０４による処理を示す図である。 断層面ＢのＸ線断層写真を得る方法を示す模式図である。 断層面Ｂの断層像を得る際の信号処理回路１０４による処理を示す図である。 断層面Ｂ内の点の画素データが得られる機構を示す模式図である。 被検知体３内の点Ｃ₁、Ｅ₁及びＥ₂とこれらの投射影との関係を示す模式図である。 被検知体３内の点Ｃ₂、Ｅ₃及びＥ₄とこれらの投射影との関係を示す模式図である。 心臓のＸ線断層写真を得る場合に好ましい制御方法を示すタイミングチャートである。 従来のフィルムを用いた断層撮影法を示す模式図である。

符号の説明

１：放射線検出装置
２：Ｘ線源
３：被検知体
４：位置制御装置
１０１：光電変換基板
１０２：シフトレジスタ
１０３：読み出し用回路
１０４：信号処理回路
１０５：シフトレジスタ
１０６：バッファアンプ
１０７：ＡＤコンバータ回路
１０８−１〜１０８−ｎ：メモリ
１０９：中央演算処理装置

Claims (10)

1. 放射線発生手段と、
   前記放射線発生手段からの放射線を電気信号に変換する複数の放射線検出素子がマトリクス状に配列されて構成され、放射線の検出を行う放射線検出手段と、
   複数フレームにわたって前記放射線検出手段から電気信号を１フレーム毎に読み出す読み出し手段と、
   前記読み出し手段が読み出した電気信号に対応したデータを、１フレーム毎に１群の情報群として、ｍフレーム分の情報群を記憶する記憶する記憶手段と、
   ｍフレームにわたって前記放射線発生手段及び前記放射線検出手段が移動して前記放射線発生手段と前記放射線検出手段との間に配置される被検出体を透過した放射線の検出を前記放射線検出手段が行う時に、前記複数の放射線検出素子のうちの第１の放射線検出素子が位置する点と前記放射線発生手段が位置する点とを結ぶ直線と前記被検出体内に設定された第１の平面との交点が実質的に定点となっているように、前記第１の平面から距離Ｄ離間した第２の平面において前記放射線発生手段を移動量Ｌ _X （ｍ）移動させ、且つ、前記第１の平面から距離ｄ離間した第３の面において前記放射線検出手段を移動させる位置制御手段と、
   前記ｍフレーム分の情報群に基づいて前記第１の平面から前記放射線発生手段側に距離ｈ離間した第４の平面の断層像を得るための処理を行う信号処理手段と、
   を有し、
   前記信号処理手段は、前記ｍフレーム分の情報群のうちの第１フレームの情報群における前記第１の放射線撮像素子のデータと、前記ｍフレーム分の情報群のうちの第ｍフレームの情報群における前記第１の放射線検出素子からＺ _X （ｍ）ずれた位置に最も近い放射線検出素子のデータと、を用いて処理を行い、
   

   

   が成り立つことを特徴とする放射線撮像装置。
2. 前記記憶手段は、前記読み出し手段が読み出した電気信号をフレーム毎に記憶することを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
3. 前記記憶手段は、前記放射線検出手段による１フレーム分の放射線の検出で前記複数の放射線検出素子から得られた電気信号を１群の情報群として記憶し、
   前記信号処理手段は、前記記憶手段に記憶された複数フレーム分の情報群に基づいて、前記平面又はこれに平行な平面の断層像を得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. 前記信号処理手段は、前記第１フレームの情報群における前記第１の放射線撮像素子のデータと、前記第ｍフレームの情報群における前記第１の放射線検出素子からＺ _X （ｍ）ずれた位置に最も近い放射線検出素子のデータと、を用いて平均化処理を行うことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
5. 前記放射線発生手段及び前記放射線検出手段の移動は、前記放射線発生手段による放射線の発生及び前記放射線検出素子による放射線の電気信号への変換の度に停止することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
6. 前記被検出体が動物である場合に、前記放射線発生手段は、前記動物の心臓の拍動及び呼吸の少なくとも一方に同期させてパルス状に放射線を発生することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
7. 前記放射線検出素子は、放射線を可視光に変換する波長変換体と、前記可視光を受光して電気信号に変換する光電変換体と、前記電気信号を転送するスイッチ素子と、を有することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
8. 前記光電変換体は、アモルファスシリコンを主材料として構成されていることを特徴とする請求項７に記載の放射線撮像装置。
9. 放射線発生手段と、
   前記放射線発生手段からの放射線を電気信号に変換する複数の放射線検出素子がマトリクス状に配列されて構成され、放射線の検出を行う放射線検出手段と、
   前記放射線検出手段から電気信号を読み出す読み出し手段と、
   前記読み出し手段が読み出した電気信号を記憶する記憶手段と、
   前記記憶手段に記憶された電気信号の処理を行う信号処理手段と、
   前記放射線発生手段と前記放射線検出手段の位置を制御する位置制御手段と、を有する放射線撮像装置を用いた放射線撮像方法であって、
   ｍフレームにわたって前記放射線発生手段及び前記放射線検出手段が移動して前記放射線発生手段と前記放射線検出手段との間に配置される被検出体を透過した放射線の検出を前記放射線検出手段が行う時に、前記複数の放射線検出素子のうちの第１の放射線検出素子が位置する点と前記放射線発生手段が位置する点とを結ぶ直線と前記被検出体内に設定された第１の平面との交点が実質的に定点となっているように、前記位置制御手段を用いて、前記第１の平面から距離Ｄ離間した第２の平面において前記放射線発生手段を移動量Ｌ _X （ｍ）移動させ、且つ、前記第１の平面から距離ｄ離間した第３の面において前記放射線検出手段を移動させ、
   前記読み出し手段を用いて、ｍフレームにわたって、前記放射線検出素子が生成した電気信号を１フレーム毎に読み出し、
   前記記憶手段を用いて、前記読み出し手段が読み出した電気信号に対応したデータを、１フレーム毎に１群の情報群として、ｍフレーム分の情報群を記憶し、
   前記信号処理手段を用いて、前記ｍフレーム分の情報群に基づいて前記第１の平面から前記放射線発生手段側に距離ｈ離間した第４の平面の断層像を得るために、前記ｍフレーム分の情報群のうちの第１フレームの情報群における前記第１の放射線撮像素子のデータと、前記ｍフレーム分の情報群のうちの第ｍフレームの情報群における前記第１の放射線検出素子からＺ _X （ｍ）ずれた位置に最も近い放射線検出素子のデータと、を用いて処理を行い、
   

   

   が成り立つことを特徴とする放射線撮像方法。
10. 放射線発生手段と、
    前記放射線発生手段からの放射線を電気信号に変換する複数の放射線検出素子がマトリクス状に配列されて構成され、放射線の検出を行う放射線検出手段と、
    前記放射線検出手段から電気信号を読み出す読み出し手段と、
    前記読み出し手段が読み出した電気信号を記憶する記憶手段と、
    前記記憶手段に記憶された電気信号の処理を行う信号処理手段と、
    前記放射線発生手段と前記放射線検出手段の位置を制御する位置制御手段と、を有する放射線撮像装置をコンピュータに制御させるためのプログラムであって、
    ｍフレームにわたって前記放射線発生手段及び前記放射線検出手段が移動して前記放射線発生手段と前記放射線検出手段との間に配置される被検出体を透過した放射線の検出を前記放射線検出手段が行う時に、前記複数の放射線検出素子のうちの第１の放射線検出素子が位置する点と前記放射線発生手段が位置する点とを結ぶ直線と前記被検出体内に設定された第１の平面との交点が実質的に定点となっているように、前記位置制御手段を用いて、前記第１の平面から距離Ｄ離間した第２の平面において前記放射線発生手段を移動量Ｌ _X （ｍ）移動させ、且つ、前記第１の平面から距離ｄ離間した第３の面において前記放射線検出手段を移動させる手順と、
    前記読み出し手段を用いて、ｍフレームにわたって、前記放射線検出素子が生成した電気信号を１フレーム毎に読み出す手順と、
    前記記憶手段を用いて、前記読み出し手段が読み出した電気信号に対応したデータを、１フレーム毎に１群の情報群として、ｍフレーム分の情報群を記憶する手順と、
    前記信号処理手段を用いて、前記ｍフレーム分の情報群に基づいて前記第１の平面から前記放射線発生手段側に距離ｈ離間した第４の平面の断層像を得るために、前記ｍフレーム分の情報群のうちの第１フレームの情報群における前記第１の放射線撮像素子のデータと、前記ｍフレーム分の情報群のうちの第ｍフレームの情報群における前記第１の放射線検出素子からＺ _X （ｍ）ずれた位置に最も近い放射線検出素子のデータと、を用いて処理を行う手順と、
    をコンピュータに実行させ、
    

    

    が成り立つことを特徴とするプログラム。

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