TWI480023B - Medical X - ray imaging system - Google Patents

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TWI480023B
TWI480023B TW098113751A TW98113751A TWI480023B TW I480023 B TWI480023 B TW I480023B TW 098113751 A TW098113751 A TW 098113751A TW 98113751 A TW98113751 A TW 98113751A TW I480023 B TWI480023 B TW I480023B
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Harumichi Mori
Ryuji Kyushima
Kazuki Fujita
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Hamamatsu Photonics Kk
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Description

醫療用X光攝像系統
本發明係關於醫療用X光攝像系統。
近年來，醫療用X光攝影係廣泛採用使用X光攝像裝置之X光成像系統，來取代X光感光底片。該類X光成像系統未如X光感光底片般需要顯影，可即時確認X光圖像等，其便利性高，於資料保存性或處理容易性方面亦具有優越點。牙科診斷的X光攝影亦逐步於所謂全口、顱、CT之各種攝像模式中，使用此類X光成像系統。
牙科用X光攝像系統的情況下，會有對X光攝像裝置所要求的攝像區域之形狀依上述各種攝像模式而不同之情況。亦即，對使用於CT攝影之攝像區域(以下為第1攝像區域)，要求於橫側方向有充分寬度，於上下方向亦要求某程度寬度。而且，對使用於全口攝影或顱攝影之攝像區域(以下為第2攝像區域)，於上下方向要求充分寬度。然而，若準備符合該等要求之複數個X光攝像裝置，會產生X光攝像系統大型化，或於變更攝像模式時，需要交換X光攝像裝置而耗費人力的問題。因此，宜可藉由1個X光攝像裝置來解決關於第1及第2攝像區域之該等要求。
例如於專利文獻1，揭示一種包含X光發生部及X光檢測部之牙科診斷用之X光攝像裝置。於該X光攝像裝置，為了可選擇性地切換發生X光裂隙射束與X光廣域射束，介以細溝狀之狹縫或矩形狹縫照射X光。X光裂隙射束使用於全口攝影或顱攝影等，X光廣域射束使用於CT攝影等。然後，於該專利文獻1記載藉由1個固態攝像元件，拍攝通過細溝狀狹縫之X光裂隙射束及通過矩形狹縫之X光廣域射束雙方。
而且，作為用於此類醫療用X光攝像系統之固態攝像裝置，利用CMOS技術之裝置係為人所知，其中，被動畫素感測器(PPS：Passive Pixel Sensor)方式尤其為人所知。PPS方式之固態攝像裝置包含受光部，其係包含發生與射入光強度相應之量之電荷的光電二極體之PPS型像素，以M列N行進行二維排列；將在各像素與光射入相應而於光電二極體發生的電荷，於積分電路積存於電容元件，並輸出與該積存電荷量相應之電壓值。
一般而言，各行之M個像素分別之輸出端係經由對應於該行而設置之讀出用布線，與對應於該行而設置之積分電路之輸入端連接。然後，於各像素之光電二極體發生的電荷係從第1列至第M列，依序於每列通過對應於該行之讀出用布線而輸入於積分電路，並從該積分電路輸出與電荷量相應之電壓值。
先行技術文獻 專利文獻
專利文獻1：國際公開專利第2006/109808號小冊
如前述，牙科用X光攝像系統的情況時，會有對固態攝像裝置所要求的攝像區域之形狀依所謂全口或CT之各種攝像模式而不同之情況，宜可藉由1個固態攝像裝置來實現該等攝像模式。然而，專利文獻1所記載之構成雖藉由1個固態攝像裝置來拍攝該等攝像模式之X光射束，但為了將橫側方向具有充分寬度且上下方向亦具有某程度寬度之CT用第1攝像區域、及上下方向具有充分寬度之全口用第2攝像區域，收斂於1個受光面內，需要於上下方向及橫側方向雙方具有充分寬度之寬廣受光面。然而，由於作為固態攝像裝置之受光部的材料之半導體晶圓的大小等限制，會有無法生產包含有此類寬廣受光面之固態攝像裝置的情況。
本發明係為了解決上述問題點而完成，其目的係於具有至少兩種攝像模式之醫療用X光攝像系統，藉由1個固態攝像裝置來實現該兩種攝像模式，且抑制對固態攝像裝置之受光面所要求的面積增加。
關於本發明之醫療用X光攝像系統係包含移動於被檢者之顎部周圍，同時拍攝X光像之固態攝像裝置，並具有至少兩種攝像模式；固態攝像裝置包含有：受光部，其係由分別包含光電二極體之M×N個(M及N為2以上之整數)像素以M列N行地二維排列而成，具有矩形之受光面；N條讀出用布線，其係於各行分別配設，與對應行之前述像素所包含之前述光電二極體經由讀出用開關而連接；信號讀出部，其係保持與經由讀出用布線而輸入之電荷的量相應之電壓值，並依序輸出該保持之電壓值；控制部，其係控制各像素之讀出用開關之開閉動作，並且控制信號讀出部之電壓值之輸出動作，使與在各像素之光電二極體所發生之電荷的量相應之電壓值，從信號讀出部輸出；及閃爍器，其係與射入之X光相應而產生閃爍光，將X光像轉換為光像，將該光像輸出至受光部；且進一步包含旋轉控制部，其係使前述固態攝像裝置可於與前述受光面垂直之軸線周圍旋轉地支持前述固態攝像裝置，並且控制固態攝像裝置之旋轉角，以於兩種攝像模式中之一攝像模式時，使受光部之列方向或行方向沿著固態攝像裝置之移動方向，並且於兩種攝像模式中之另一攝像模式時，使受光部之列方向及行方向雙方對於固態攝像裝置之移動方向傾斜。
於關於本發明之醫療用X光攝像系統，固態攝像裝置之受光部包含有矩形之受光面；該固態攝像裝置係藉由旋轉控制部，可於與受光面垂直之軸線周圍旋轉而被支持。然後，固態攝像裝置之旋轉角受到控制，以便於兩種攝像模式中之一攝像模式時，使受光部之列方向或行方向沿著固態攝像裝置之移動方向。該一攝像模式設為例如CT攝影模式之情況時，使用包含列方向及行方向中之一方具有充分寬度，且另一方亦具有某程度寬度之受光面之固態攝像裝置，藉由控制固態攝像裝置之旋轉角，以使列方向及行方向中具有充分寬度之方向沿著固態攝像裝置之移動方向，可適宜地實現上述第1攝像區域。
而且，另一攝像模式設為例如全口攝影模式或顱攝影模式之情況時，如前述要求上下方向具有充分寬度之第2攝像區域。為了不擴大受光部面積並實現此類要求，亦可想到例如使上述固態攝像裝置旋轉90°，使受光面之長邊方向與上下方向一致。然而，對第2攝像區域所要求的上下方向之寬度，會有即使以符合第1攝像區域的要求之受光面之長邊方向的寬度仍不足夠的情況。例如於現在的CT攝影，一般所要求的攝像區域之橫寬為12cm程度，但於全口攝影，一般所要求的攝像區域之上下寬為15cm程度。
因此，於關於本發明之醫療用X光攝像系統，在另一攝像模式時，控制固態攝像裝置之旋轉角，以使受光部之列方向及行方向雙方對於固態攝像裝置之移動方向傾斜。由於受光面的形狀為矩形，因此藉由如此使受光部對於固態攝像裝置之移動方向傾斜，可加寬(成為例如對角線長度)受光面上下方向之寬度。亦即，即使與第2攝像區域所要求的上下方向之寬度相比，受光面之長邊方向的寬度更短，仍可符合第2攝像區域之要求寬度。因此，若依據本發明，於具有至少兩種攝像模式之醫療用X光攝像系統，可藉由1個固態攝像裝置來實現該兩種攝像模式，且抑制對固態攝像裝置之受光面所要求的面積增加。
而且，醫療用X光攝像系統係控制部於另一攝像模式時，控制信號讀出部之輸出動作，以從M×N個像素中構成以特定方向作為長邊方向之攝像區域之像素，選擇性地讀出電壓值亦可；特定方向亦可對於受光部之列方向及行方向雙方傾斜，且與固態攝像裝置之移動方向交叉。如此，以對於受光部之列方向及行方向雙方傾斜，且與固態攝像裝置之移動方向交叉之方向作為長邊方向的攝像區域，係適宜作為另一攝像模式之攝像區域。而且，如此控制信號讀出部之輸出動作的情況下，特定方向宜對於固態攝像裝置之移動方向正交，攝像區域宜為受光部之對角線上的區域。
而且，醫療用X光攝像系統係控制部於另一攝像模式，控制信號讀出部之輸出動作時，從信號讀出部，使對應於受光部之N行各行而保持之電壓值中，對應於連續N1 行(N1 <N)而保持之電壓值輸出，且每當讀出對應於一或複數列之電壓值時，使受光部之該N1 行之位置各移位一定行數亦可。控制部藉由例如如此控制信號讀出部之輸出動作，可從構成以上述特定方向作為長邊方向之攝像區域之像素，選擇性地讀出電壓值。
而且，醫療用X光攝像系統係受光部之列數M小於行數N亦可；受光面之形狀係以列方向作為長邊方向之長方形狀亦可。於此醫療用X光攝像系統，由於在各行分別配設讀出用布線，因此藉由如此構成受光部，讀出用布線之配設方向與受光面之短邊方向一致。因此，可減少於各圖框從讀出用布線讀出電荷之對象像素(光電二極體)的數目，故可更加快圖框率(每單位時間所輸出之圖框資料的個數)。
而且，醫療用X光攝像系統係固態攝像裝置之旋轉中心位於矩形的受光部之4個角部中之1個角部亦可；固態攝像裝置進行旋轉，以使1個角部於兩種攝像模式雙方中，對於被檢者位於下顎側亦可。固態攝像裝置移動於被檢者之顎部周圍，同時拍攝X光像時，多半藉由將被檢者的下顎部載置於支持台上，以固定被檢者之頭部位置，於此類情況下，被檢者顎部之高度位置的基準為顎下端。若依據該醫療用X光攝像系統，可使兩種攝像模式之受光面下端的高度，於作為旋轉中心之角部的高度相互一致。因此，可精度良好地對齊兩種攝像模式之受光面高度與被檢者之顎部高度。
而且，醫療用X光攝像系統係控制部亦可於另一攝像模式時，與一攝像模式相比，更縮小根據從信號讀出部所輸出的電壓值之圖框資料之讀出像素間距，更加速於每單位時間輸出之圖框資料的個數，即圖框率，更增大對於信號讀出部的輸入電荷量之輸出電壓值之比，即增益。藉此，可進行適於所謂CT或全口之各攝像模式的動作。
而且，醫療用X光攝像系統係一攝像模式適宜為進行牙科用X光攝影之CT攝影的攝像模式，另一攝像模式適宜為進行牙科用X光攝影之全口攝影的攝像模式。
 發明之效果
若依據本發明，於具有至少兩種攝像模式之醫療用X光攝像系統，可藉由1個固態攝像裝置來實現該兩種攝像模式，且可縮小對固態攝像裝置之受光面所要求的面積。
以下，參考附圖來詳細說明用以實施本發明之最佳型態。此外，於圖式之說明中，於同一要素附上同一符號，並省略重複說明。
圖1係作為本發明之一實施型態而表示醫療用X光攝像系統100之構成之圖。本實施型態之X光攝像系統100主要包含牙科醫療中之所謂全口攝影、顱攝影、CT攝影之攝像模式，其拍攝被檢者之顎部的X光像。X光攝像系統100包含固態攝像裝置及X光發生裝置，藉由固態攝像裝置，拍攝從X光發生裝置輸出並穿透被照體A(亦即被檢者之顎部)之X光。
於此圖所示之X光攝像系統100包含固態攝像裝置1、X光發生裝置106、及可旋轉地支持固態攝像裝置1之旋轉控制部108。
X光發生裝置106係朝向被照體A發生X光。從X光發生裝置106發生的X光之照野係藉由一次狹縫板106b控制。於X光發生裝置106內建有X光管，藉由調整該X光管之管電壓、管電流及通電時間等條件，來控制對被照體A之X光照射量。而且，X光發生裝置106係藉由一次狹縫板106b之開口範圍受到控制，可於某攝像模式時，以特定擴開角輸出X光，於其他攝像模式，以窄於該特定擴開角之擴開角輸出X光。
固態攝像裝置1係包含有二維排列之複數個像素之CMOS型固態攝像裝置，將通過被照體A之X光像轉換為電性之圖像資料D。於固態攝像裝置1前方，設置有限制X光射入區域之二次狹縫板107。旋轉控制部108係支持固態攝像裝置1可於垂直於固態攝像裝置1之受光面11的軸線C周圍旋轉，使固態攝像裝置1旋轉至與所謂CT攝影或全口攝影、顱攝影之攝像模式相應之特定角度位置。
X光攝像系統100進一步包含迴旋臂104。迴旋臂104係使X光發生裝置106與固態攝像裝置1相互對向而保持，於CT攝影或全口攝影、或者顱攝影時，使該等迴旋於被照體A之四周。而且，設置有滑動機構113，其係於線性斷層攝影時，用以使固態攝像裝置1對於被照體A進行直線變位。迴旋臂104係藉由構成旋轉台之臂馬達109驅動，其旋轉角度係藉由角度感測器112檢測。而且，臂馬達109係搭載於XY台114之可動部，於水平面內任意調整旋轉中心。
從固態攝像裝置1輸出之圖像資料D係一旦從CPU(中央處理裝置)121取入後，儲存於圖框記憶體122。從儲存於圖框記憶體122之圖像資料，藉由特定運算處理再生沿著任意斷層面之斷層圖像或全口圖像。再生之斷層圖像或全口圖像輸出至視訊記憶體124，藉由DA轉換器125轉換為類比信號後，藉由CRT(陰極射線管)等圖像顯示部126顯示，以供做各種診斷。
於CPU121連接有信號處理所必要之工作記憶體123，進一步連接有包含面板開關或X光照射開關等之操作面板119。而且，CPU121分別連接於驅動臂馬達109之馬達驅動電路111、控制一次狹縫板106b及二次狹縫板107之開口範圍之狹縫控制電路115及116、以及控制X光發生裝置106之X光控制電路118，進一步輸出用以驅動固態攝像裝置1之時鐘信號。X光控制電路118係根據藉由固態攝像裝置1拍攝到之信號，回授控制對於被照體之X光照射量。
圖2係表示從被照體A(被檢者之顎部)上方觀看之固態攝像裝置1迴旋移動於被照體A周圍之狀況之圖。此外，於此圖中，以一點短劃線表示固態攝像裝置1之軌跡。固態攝像裝置1係藉由迴旋臂104，一面以被照體A為中心而移動於沿著水平面之周方向(圖中之箭頭B)，一面進行通過被照體A之X光像之攝像。此時，設定固態攝像裝置1之面向方向，以使固態攝像裝置1之受光面11始終與被照體A相對向。
圖3及圖4係表示本實施型態之固態攝像裝置1之構成之圖。圖3係下切固態攝像裝置1之一部分而表示之俯視圖；圖4係沿著圖3之IV-IV線之固態攝像裝置1之側剖面圖。此外，於圖3及圖4，為了容易理解而一併表示有XYZ正交座標系統。
如圖3所示，固態攝像裝置1包含製入半導體基板3之主面之受光部10、信號讀出部20、A/D轉換部30及掃描移位暫存器40。此外，受光部10、信號讀出部20、A/D轉換部30及掃描移位暫存器40亦可分別形成於個別之半導體基板上。而且，如圖4所示，除半導體基板3以外，固態攝像裝置1還包含平板狀之基材2、閃爍器4及X光遮蔽部5。半導體基板3黏貼於基材2，閃爍器4配置於半導體基板3上。閃爍器4係與射入之X光相應而發生閃爍光，將X光像轉換為光像，並將該光像輸出至受光部10。閃爍器4設置為覆蓋受光部10，或者藉由蒸鍍設置於受光部10上。X光遮蔽部5係含有X光之穿透率極低的鉛等材料。X光遮蔽部5係覆蓋半導體基板3之周緣部，防止X光對信號讀出部20等射入。
受光部10係藉由M×N個像素P以M列N行進行二維排列而構成。此外，於圖3，行方向係與X軸方向一致，列方向係與Y軸方向一致。M、N分別為2以上之整數，宜符合M<N。亦即，受光部10之列方向的像素P之數目宜多於行方向的像素P之數目。該情況下，受光部10之受光面係呈現以列方向(Y軸方向)作為長邊方向，以行方向(X軸方向)作為短邊方向之長方形狀。各像素P係以例如100μm之間距排列，且為PPS方式而包含有共通之構成。
此外，於半導體基板3，於受光部10周圍亦形成有像素，此類像素係由X光遮蔽部5覆蓋，光未射入，未發生電荷，因此對攝像無助益。本實施型態之受光部10係包含以M列N行進行二維排列之M×N個像素P，以作為攝像用之有效像素。換言之，於本實施型態之半導體基板3，作為受光部10之區域係藉由X光遮蔽部5之開口5a而規定。
信號讀出部20係保持與輸出自受光部10之各像素P之電荷的量相應之電壓值，並依序輸出該保持之電壓值。AD轉換部30係輸入從信號讀出部20輸出之電壓值，對於該輸入之電壓值(類比值)進行A/D轉換處理，並輸出與該輸入電壓值相應之數位值。掃描移位暫存器40係控制各像素P，以使積存於各像素P之電荷於每列依序輸出至信號讀出部20。
包含此類固態攝像裝置1之X光攝像系統100係如前述，包含所謂CT攝影、全口攝影及顱攝影之攝像模式。然後，固態攝像裝置1係藉由旋轉控制部108，支持為可於垂直於受光面之軸線周圍旋轉，控制為與攝像模式相應之特定角度位置。而且，固態攝像裝置1具有與攝像模式相應而變更受光部10之攝像區域(受光部10中，對攝像資料有助益之區域)的功能。
於此，圖5係表示與攝像模式相應之固態攝像裝置1之角度位置及受光部10之攝像區域之圖。圖5(a)係表示所謂CT攝影之攝像模式(第1攝像模式)之固態攝像裝置1的角度位置及受光部10的攝像區域10a。而且，圖5(b)係表示所謂全口攝影或顱攝影之攝像模式(第2攝像模式)之固態攝像裝置1的角度位置及受光部10的攝像區域10b。此外，於圖5(a)、(b)，箭頭B係表示藉由迴旋臂104(參考圖1)之固態攝像裝置1之移動方向。
如圖5(a)所示，於所謂CT攝影之第1攝像模式時，控制固態攝像裝置1之旋轉角，以使受光部10之列方向(圖中之箭頭G1)及行方向(圖中之箭頭G2)中之一方沿著移動方向B，進一步宜使受光部10之長邊方向(於本實施型態為列方向G1)與移動方向B成為平行。而且，此時之攝像區域10a係藉由受光部10之M列N行之所有像素P構成。亦即，像素區域10a之列方向及行方向之寬度分別與受光部10相同。
而且，如圖5(b)所示，於所謂全口攝影或顱攝影之第2攝像模式時，控制固態攝像裝置1之旋轉角，以對於固態攝像裝置1之移動方向B，使受光部10之列方向G1及行方向G2雙方傾斜。亦即，於此第2攝像模式，受光部10之列方向G1或行方向G2與固態攝像裝置1之迴旋平面H所構成的角度θ，係成為符合0°<θ<90°之值。因此，例如從CT攝像模式轉移為全口攝像模式時，固態攝像裝置1僅旋轉角度θ。
更宜控制固態攝像裝置1之旋轉角，以使受光部10之1條對角線對於迴旋平面H成為垂直。該情況下之固態攝像裝置1之角度位置係藉由受光部10之列方向G1之寬度、與行方向G2之寬度的比來決定。例如於列方向G1之寬度與行方向G2之寬度互為相等之情況下，與固態攝像裝置1之迴旋平面H所構成的角θ宜為45°。而且，於列方向G1之寬度與行方向G2之寬度的比為2：1之情況下，與固態攝像裝置1之迴旋平面H所構成的角θ宜為60°。
而且，此時之攝像區域10b係於受光部10，設定作為以特定方向作為長邊方向之細長區域。該特定方向係對於受光部10之列方向G1及行方向G2雙方傾斜，且與固態攝像裝置1之移動方向B交叉之方向。於本實施型態，攝像區域10b之上述特定方向(長邊方向)係與固態攝像裝置1之移動方向B正交，且沿著受光部10之對角線。然後，攝像區域10b係設定於受光部10之對角線上。藉此，X光攝像系統100之上下方向、亦即與迴旋平面H垂直之方向的攝像區域10b之一端，係與受光部10之最上部(圖5(b)所示之頂部J1)一致，同方向之攝像區域10b之另一端係與受光部10之最下部(圖5(b)所示之頂部J2)一致。於第2攝像模式時，控制信號讀出部20之輸出動作，以從受光部10所包含有之M×N個像素中構成此類攝像區域10b之像素，選擇性地讀出電壓值。
於此，圖6係更詳細表示圖5(b)所示之攝像區域10b之圖。如圖6所示，攝像區域10b係於受光部10之各列，含有N行像素P中連續N1 行(2≦N1 <N，於圖6圖示作為N1 =4)之像素P，且該連續N1 行之位置(例如開頭行號碼)係於各列各移位一定行數(於圖6為各2行)。於固態攝像裝置1，信號讀出部20選擇性地輸出與從此類攝像區域10b所含的像素P所輸出之電荷相應之電壓值。
此外，攝像區域10b不限於圖6所示之型態，例如連續N1 行之位置(開頭行號碼)於每複數列各移位一定行數亦可。而且，於圖6所示之型態，在位於行方向兩端之列(第1列及第M列)，亦藉由連續N1 行構成攝像區域10b。例如在位於行方向兩端之列，構成攝像區域10b之行數少於N1 等，稍微變更攝像區域10b兩端之形狀亦可。
於關於本實施型態之X光攝像系統100，藉由如此控制固態攝像裝置1之旋轉角，可獲得以下效果。如上述，於X光攝像系統100，固態攝像裝置1之受光部10包含有矩形之受光面。然後，於第1攝像模式時，控制固態攝像裝置1之旋轉角，以使受光部10之列方向或行方向沿著固態攝像裝置1之移動方向B。該第1攝像模式設為例如CT攝影模式之情況時，使用包含列方向及行方向中之一方(於本實施型態為列方向)具有充分寬度，且另一方(於本實施型態為行方向)亦具有某程度寬度之受光面之固態攝像裝置1；藉由控制固態攝像裝置1之旋轉角，使列方向及行方向中具有充分寬度之方向沿著固態攝像裝置1之移動方向B，藉此可適宜地實現第1攝像模式之攝像區域10a。
而且，第2攝像模式設為例如全口攝影模式或顱攝影模式之情況時，要求上下方向具有充分寬度之攝像區域。為了不擴大受光部10之面積並符合此類要求，亦可想到例如使上述固態攝像裝置1旋轉90°，使受光部10之長邊方向(於本實施型態為列方向)與上下方向一致。然而，對該攝像區域所要求的上下方向之寬度，會有即使以符合第1攝像區域10a的要求之受光部10之長邊方向的寬度仍不足夠的情況。
於進行CT攝影之第1攝像模式，由於必須以1次攝影來攝影齒列之寬度全體，因此作為攝像區域之尺寸，要求例如高度(亦即與移動方向B正交之方向的寬度)8cm以上、橫寬(與移動方向B平行之方向的寬度)12cm以上。因此，如圖7(a)所示，於大致圓形之矽晶圓W，若藉由為了受光部10而進行正方形之版面配置，以將受光部10之尺寸設為例如橫寬12cm、高度12cm，則符合第1攝像模式之要求尺寸。然而，於進行全口攝影之第2攝像模式，由於必須以1次攝影從顎攝影至上下齒列，因此作為攝像區域之尺寸，要求例如高度15cm以上(此外，橫寬為7mm以上即可)。因此，若想使用1個固態攝像裝置來實現雙方之攝像模式之情況時，如專利文獻1所記載之構成，若不旋轉固態攝像裝置而分配該等之攝像區域，需要高度15cm以上、橫寬12cm以上之受光部，需要更大的矽晶圓。
因此，於X光攝像系統100，第2攝像模式時，控制固態攝像裝置1之旋轉角，以對於固態攝像裝置1之移動方向B，使受光部10之列方向及行方向雙方傾斜。由於受光部10的形狀為矩形，因此藉由如此對於固態攝像裝置1之移動方向B使受光部10傾斜，可加寬受光部10之上下方向的寬度(例如成為對角線長度)。例如受光部10之尺寸為12cm×12cm之情況時，可將攝像區域10b之上下方向的寬度最大擴大至17cm(亦即受光部10之對角線長度)。如此，即使與攝像區域10b所要求的上下方向之寬度相比，受光部10之長邊方向的寬度更短，仍可符合攝像區域10b之上下方向之要求寬度。因此，若依據本實施型態之X光攝像系統100，可藉由1個固態攝像裝置1來實現第1攝像模式及第2攝像模式，並且可抑制對固態攝像裝置1之受光部10所要求的面積增加。
此外，如圖7(b)所示，例如若矽晶圓W之受光部10之尺寸設為15cm×8cm之長方形，則藉由控制固態攝像裝置1之旋轉角，以對於固態攝像裝置1之移動方向B，使受光部10之長邊方向正交(亦即不使受光部10傾斜)，可符合第2攝像模式之攝像區域之要求尺寸。然而，即使為如此受光部10之長邊方向的尺寸符合第2攝像模式之攝像區域之上下尺寸的情況，如本實施型態使受光部10對於移動方向B傾斜，仍可更增長攝像區域10b之上下方向的寬度。例如受光部10之尺寸為15cm×8cm之情況時，可將攝像區域10b之上下方向的寬度最大擴大至17cm(亦即受光部10之對角線長度)。
而且，藉由使受光部10之列方向及行方向對於移動方向B傾斜，可獲得以下所述之效果。圖8係表示在從掃描移位暫存器40分別配設於受光部10之各列之列選擇用布線(於每列控制各像素P之光電二極體所發生的電荷之讀出之布線)，發生斷線Q1 ，在從信號讀出部20分別配設於各行之讀出用布線(將各像素P之光電二極體所發生之電荷，傳送給信號讀出部20之布線)發生斷線Q2 之狀況之圖。發生該等斷線Q1 、Q2 之情況時，於該行或該列，從信號讀出部20或掃描移位暫存器40看來，較斷線處更遠之像素P(於圖8係施加有斜線影線之像素)係成為無法讀出電荷之缺陷像素(所謂瑕疵(defect))。該等缺陷像素係以斷線Q1 、Q2 之發生處作為起點，於受光部10之該列或該行連續發生。
圖9(a)係表示控制固態攝像裝置1之旋轉角，以使受光部10之列方向與固態攝像裝置1之移動方向B正交之情況下，於受光部10之某列發生缺陷像素Pd1 ，於某行發生缺陷像素Pd2 之狀態。而且，圖9(b)係表示控制固態攝像裝置1之旋轉角，以使受光部10之列方向及行方向雙方對於固態攝像裝置1之移動方向B傾斜之情況下，發生與圖9(a)同樣之缺陷像素Pd1 、Pd2 之狀態。此外，圖9(a)所示之受光部10之區域10c係於第2攝像模式，使受光部10之列方向與移動方向B正交的情況下之適宜的攝像區域。
圖9(a)係表示控制固態攝像裝置1之旋轉角，以使受光部10之列方向與移動方向B正交之情況下，缺陷像素Pd2 之連續方向與固態攝像裝置1之移動方向B互為平行。因此，於該缺陷像素Pd2 亦存在於攝像區域10c內之情況時，於固態攝像裝置1一面迴旋於被檢者周圍一面攝影後所得之再構成圖像中，相當於該缺陷像素Pd2 之部分係作為所謂假影(artifact)而出現。
相對於此，如圖9(b)所示，控制固態攝像裝置1之旋轉角，以使受光部10之列方向及行方向雙方對於固態攝像裝置1之移動方向B傾斜之情況下，缺陷像素Pd1 、Pd2 之連續方向與固態攝像裝置1之移動方向B相互傾斜，絕不會成為平行。因此，藉由固態攝像裝置1一面迴旋於被檢者周圍一面攝影，可藉由接著以後的圖框資料來彌補相當於缺陷像素Pd1 、Pd2 之圖像部分，可避免再構成圖像中之假影。
而且，若例如專利文獻1所記載之構成般，不使固態攝像裝置旋轉而使用，如圖10(a)、(b)所示，於受光部110，第1攝像模式之攝像區域110b之長邊方向與第2攝像模式之攝像區域110b之長邊方向相互正交。於此類構成中，例如圖10(a)所示，若沿著攝像區域110a之長邊方向配置信號讀出部120，攝像區域110a之每一行之像素數雖變少(圖10(a)之箭頭E1 )，但攝像區域110b之每一行之像素數變多(圖10(a)之箭頭E2 )，第2攝像模式之電荷讀出會耗費時間。相反地，例如圖10(b)所示，若沿著攝像區域110b之長邊方向配置信號讀出部120，攝像區域110b之每一行之像素數雖變少(圖10(b)之箭頭E3 )，但攝像區域110a之每一行之像素數變多(圖10(b)之箭頭E4 )，第1攝像模式之電荷讀出會耗費時間。如此，若不使固態攝像裝置旋轉而分配各攝像區域，於第1攝像模式及第2攝像模式之任一模式中，電荷讀出會耗費時間，圖框率(每單位時間所輸出之圖框資料的個數)變慢。
而且，如圖11(a)所示，即使是將受光部130之形狀製成長方形，旋轉固態攝像裝置而使用之情況，於行數N少於列數M之情況下(換言之，沿著受光部130之短邊方向配置信號讀出部140之情況時)，於第1攝像模式及第2攝像模式之攝像區域中，每一行之像素數變多(圖11(a)之箭頭E5 )。該情況下，於第1攝像模式及第2攝像模式雙方，電荷讀出會耗費時間，圖框率變慢。
因此，於關於本實施型態之固態攝像裝置1，如圖11(b)所示，受光部10之受光面形狀為長方形之情況時，該受光部10係以列方向作為長邊方向，且宜為M<N，亦即像素P之行數N宜多於列數M。於固態攝像裝置1，於各行分別配設用以從各像素P讀出電荷之N條讀出用布線(後述)，藉由此類構成，於第1攝像模式及第2攝像模式雙方，可減少從讀出用布線讀出電荷之對象像素P之數目(圖11(b)之箭頭E6 )，可縮短電荷之讀出時間，可更加快圖框率。
而且，如前述，固態攝像裝置1係藉由旋轉控制部108所支持，控制在與攝像模式相應之角度位置。於此，圖12係表示與固態攝像裝置1之旋轉中心(圖1所示之軸線C)之位置相應之受光部10之旋轉狀況之圖。圖12(a)係表示以受光部10之中心E作為固態攝像裝置1之旋轉中心之情況。而且，圖12(b)係表示以矩形之受光部10之4個角部中之1個角部F作為固態攝像裝置1之旋轉中心，使固態攝像裝置1旋轉，以便於第1攝像模式及第2攝像模式中，角部F均對於其他角部位於下方(亦即，角部F對於被檢者始終位於下顎側)之情況。此外，於圖12(a)、(b)，以實線所示的圖係表示所謂CT攝影之第1攝像模式之受光部10之角度位置，以虛線所示的圖係表示所謂全口攝影或顱攝影之第2攝像模式之受光部10之角度位置。
本實施型態之固態攝像裝置1之旋轉中心可設定為例如圖12(a)之中心E或圖12(b)之角部F等之各種位置，但最宜於圖12(b)之角部F設定固態攝像裝置1之旋轉中心。固態攝像裝置1一面移動於被檢者之顎部周圍，一面拍攝X光像時，多半藉由將被檢者的下顎部載置於支持台上，以固定被檢者之頭部位置，於此類情況下，被檢者顎部之高度位置的基準為顎下端。因此，若於圖12(b)之角部F設定固態攝像裝置1之旋轉中心，可使第1攝像模式及第2攝像模式之受光部10下端的高度，於角部F之高度相互一致。因此，可於第1攝像模式及第2攝像模式雙方，精度良好地對齊受光部10之高度與被檢者之顎部高度。
而且，如前述，若依據本實施型態之固態攝像裝置1，於受光部10之尺寸為12cm×12cm之情況時，藉由將與固態攝像裝置1之迴旋平面H所構成的角θ設為45°，可將攝像區域10b之上下方向的寬度最大擴大至17cm(亦即受光部10之對角線長度)。於此，圖13係表示具有此類尺寸之受光部10之俯視圖，其表示所謂全口攝影或顱攝影之第2攝像模式之受光部10的狀態及攝像區域10b。於此第2攝像模式，藉由於受光部10之對角線上設定攝像區域10b，可使上下方向之寬度成為17cm。而且，該情況下，攝像區域10b之橫寬若為7mm程度即可。
然而，於例如全口攝影時，會有攝像區域之上下方向的寬度為15cm程度即可的情況。而且，端視X光攝像系統之構成，亦有14cm程度即可的情況。於該等情況下，如圖14所示，宜於攝像區域10b之上下方向的寬度成為15cm(或14cm)以上之範圍內，儘可能較寬地設定攝像區域10b之橫寬WT。
圖14係表示如此較寬地設定攝像區域10b之橫寬WT之情況下的受光部10之俯視圖。圖14所示之攝像區域10b係藉由以下所說明之複數個像素P所構成。首先，於受光部10之第1列~第M列中包含第1列之一端部的數列，以從第1行離開數行之某行作為中心，列號越增加，則逐漸增加行數而設定攝像區域10b之像素P。而且，於包含第M列之另一端部之數列，以從第N行(其中，本例為N=M)離開數行之某行作為中心，列號越減少，則逐漸增加行數而設定攝像區域10b之像素P。然後，於受光部10之第1列~第M列中剩餘之各列，攝像區域10b係於上述端部之各列，含有與構成攝像區域10b之行數中最大行數N2 同數之N2 行之像素P，且該N2 行之位置(例如開頭行號碼)係於各列各移位1行。
於固態攝像裝置1，信號讀出部20選擇性地輸出與從此類攝像區域10b所含之像素P所輸出之電荷相應之電壓值。或於固態攝像裝置1輸出包含所有像素P在內之圖像資料後，於圖1所示之CPU121，擷取對應於上述攝像區域10b所含的像素P之資料。或者，CPU121將包含所有像素P在內之圖像資料儲存於圖框記憶體122後，於構成全口圖像時，選擇性地利用對應於上述攝像區域10b所含之像素P的資料來構成圖像亦可。
如圖14所示，藉由確保於第2攝像模式所必要的攝像區域10b之上下方向的寬度，同時儘可能較寬地設置攝像區域10b之橫寬WT，可獲得如下優點。亦即，於第2攝像模式時，使縱長之攝像區域10b旋轉於被照體A之四周而進行攝像。圖13所示之線狀(一維狀)之攝像區域10b的情況下，固態攝像裝置1必須旋轉於被照體A之四周，同時連續地進行攝像動作。然後，於此情況下，對於被照體A連續地照射X光。相對於此，如圖14所示，藉由儘可能較寬地設定攝像區域10b之橫寬，將攝像區域10b製成面狀(二維狀)，可於對應於攝像區域10b之橫寬WT之每步進，使固態攝像裝置1停止，僅於該期間，以極短時間(脈衝狀地)照射X光而進行拍攝。
圖15係從被照體A上方觀看此類攝像之狀況之圖。如圖15所示，於拍攝被照體A時，以夾著被照體A之方式配置X光源150及固態攝像裝置1。X光源150係放射些許時間之脈衝狀X光之脈衝波X光源。然後，於對應於攝像區域10b之橫寬WT之每旋轉角α，使固態攝像裝置1停止，僅於該期間，從X光源150照射X光脈衝，於固態攝像裝置1進行拍攝。藉由重複該動作，可取得全口圖像或顱圖像。若依據此類攝像方式，由於固態攝像裝置1在移動期間不拍攝被照體A，因此能以高速使其移動，可縮短取得1張全口圖像(或顱圖像)所需要的時間。因此，縮短作為被照體A之被檢者必須靜止的時間，可減輕被檢者的負擔。而且，於每攝像使固態攝像裝置1停止，因此可抑制起因於被照體A晃動的圖像模糊，可取得更清晰的圖像。進一步而言，由於僅以固態攝像裝置1停止而進行拍攝之些許時間照射X光，因此可更減低被檢者之被曝照量。
此外，於圖15所示之攝像方式中，亦可設置連續波X光源、及使射出自此連續波X光源之X光僅以些許時間通過之遮斷器，以取代脈衝波X光源之X光源150。即使為此類構成，仍可有效地獲得上述效果。
接下來，針對關於本實施型態之固態攝像裝置1的詳細構成來說明。圖16係表示固態攝像裝置1之內部構成之圖。受光部10係M×N個像素P1,1 ~PM,N 以M列N行進行二維排列而成。像素Pm,n 位於第m列第n行。於此，m為1以上、M以下之各整數，n為1以上、N以下之各整數。第m列之N個像素Pm,1 ~Pm,N 分別係藉由第m列選擇用布線LV,m 而與掃描移位暫存器40連接。此外，於圖16中，掃描移位暫存器40包含於控制部6。第n行之M個像素P1,n ~PM,n 分別之輸出端係藉由第n行讀出用布線LO,n 而與信號讀出部20之積分電路Sn 連接。
信號讀出部20包含N個積分電路S1 ~SN 及N個保持電路H1 ~HN 。各積分電路Sn 包含有共通的構成。而且，各保持電路Hn 包含有共通的構成。各積分電路Sn 包含有與讀出用布線LO,n 連接之輸入端，積存輸入於該輸入端之電荷，從輸出端，將與其積存電荷量相應之電壓值輸出至保持電路Hn 。N個積分電路S1 ~SN 分別係藉由重設用布線LR 而與控制部6連接，而且藉由增益設定用布線LG 而與控制部6連接。各保持電路Hn 包含有與積分電路Sn 之輸出端連接之輸入端，保持輸入於該輸入端之電壓值，從輸出端，將其保持之電壓值輸出至電壓輸出用布線Lout 。N個保持電路H1 ~HN 分別係藉由保持用布線LH 而與控制部6連接。而且，各保持電路Hn 係藉由第n行選擇用布線LH,n 而與控制部6之讀出移位暫存器41連接。
A/D轉換部30係輸入分別從N個保持電路H1 ~HN 輸出至電壓輸出用布線Lout 之電壓值，對於該輸入之電壓值(類比值)進行A/D轉換處理，將與該輸入電壓值相應之數位值作為圖像資料D輸出。
控制部6之掃描移位暫存器40係將第m列選擇控制信號Vsel(m)，輸出至第m列選擇用布線LV,m ，並將該第m列選擇控制信號Vsel(m)給予第m列之N個像素Pm,1 ~Pm,N 各個。M個列選擇控制信號Vsel(1)~Vsel(M)依序成為顯著值。而且，控制部6之讀出移位暫存器41係將第n行選擇控制信號Hsel(n)輸出至第n行選擇用布線LH,n ，並將該第n行選擇控制信號Hsel(n)給予保持電路Hn 。N個行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)亦依序成為顯著值。
而且，控制部6係將重設控制信號Reset輸出至重設用布線LR ，將該重設控制信號Reset給予N個積分電路S1 ~SN 各個。控制部6係將增益設定信號Gain輸出至增益設定用布線LG ，將該增益設定信號Gain給予N個積分電路S1 ~SN 各個。控制部6係將保持控制信號Hold輸出至保持用布線LH ，將該保持控制信號Hold給予N個保持電路H1 ~HN 各個。進一步而言，雖未圖示，但控制部6亦控制A/D轉換部30之A/D轉換處理。
圖17為固態攝像裝置1之像素Pm,n 、積分電路Sn 及保持電路Hn 分別之電路圖。於此，代表M×N個像素P1,1 ~PM,N 而表示像素Pm,n 之電路圖，代表N個積分電路S1 ~SN 而表示積分電路Sn 之電路圖，而且代表N個保持電路H1 ~HN 而表示保持電路Hn 之電路圖。亦即，表示與第m列第n行之像素Pm,n 及第n行讀出用布線LO,n 相關連之電路部分。
像素Pm,n 包含光電二極體PD及讀出用開關SW1 。光電二極體PD之陽極端子接地，光電二極體PD之陰極端子係介以讀出用開關SW1 而與第n行讀出用布線LO,n 連接。光電二極體PD係發生與射入光強度相應的量之電荷，將該發生之電荷積存於接合電容部。讀出用開關SW1 係從控制部6，被給予通過第m列選擇用布線LV,m 之第m列選擇控制信號Vsel(m)。第m列選擇控制信號Vsel(m)係指示受光部10之第m列之N個像素Pm,1 ~Pm,N 分別的讀出用開關SW1 之開閉動作。
於該像素Pm,n ，第m列選擇控制信號Vsel(m)為低位準時，讀出用開關SW1 打開，於光電二極體PD發生之電荷係未輸出至第n行讀出用布線LO,n 而積存於接合電容部。另一方面，於第m列選擇控制信號Vsel(m)為高位準時，讀出用開關SW1 關閉，迄今於光電二極體PD發生並積存於接合電容部之電荷，係經過讀出用開關SW1 而輸出至第n行讀出用布線LO,n 。
第n行讀出用布線LO,n 係與受光部10之第n行之M個像素P1,n ~PM,n 分別之讀出用開關SW1 連接。第n行讀出用布線LO,n 係將M個像素P1,n ~PM,n 中之任一像素之光電二極體PD所發生之電荷，經由該像素之讀出用開關SW1 讀出並傳輸至積分電路Sn 。
積分電路Sn 包含放大器A2 、積分用電容元件C21 、積分用電容元件C22 、放電用開關SW21 及增益設定用開關SW22 。積分用電容元件C21 及放電用開關SW21 係相互並聯地連接，並設置於放大器A2 之輸入端子與輸出端子之間。而且，積分用電容元件C22 及增益設定用開關SW22 係相互串聯地連接，並以增益設定用開關SW22 連接於放大器A2 之輸入端子側之方式，設置於放大器A2 之輸入端子與輸出端子之間。放大器A2 之輸入端子係與第n行讀出用布線LO,n 連接。
於放電用開關SW21 ，從控制部6給予經過重設用布線LR 之重設控制信號Reset。重設控制信號Reset係指示N個積分電路S1 ~SN 分別之放電用開關SW21 之開閉動作。增益設定用開關SW22 係從控制部6，被給予經過增益設定用布線LG 之增益設定信號Gain。增益設定信號Gain係指示N個積分電路S1 ~SN 分別之增益設定用開關SW22 之開閉動作。
於此積分電路Sn ，積分用電容元件C21 ,C22 及增益設定用開關SW22 係構成電容值可變之回授電容部。亦即，於增益設定信號Gain為低位準、增益設定用開關SW22 開啟時，回授電容部之電容值與積分用電容元件C21 之電容值相等。另一方面，於增益設定信號Gain為高位準、增益設定用開關SW22 關閉時，回授電容部之電容值與積分用電容元件C21 、C22 分別之電容值的和相等。於重設控制信號Reset為高位準時，放電用開關SW21 關閉，回授電容部放電，從積分電路Sn 輸出之電壓值被初始化。另一方面，於重設控制信號Reset為低位準時，放電用開關SW21 開啟，輸入於輸入端之電荷積存於回授電容部，從積分電路Sn 輸出與其積存電荷量相應之電壓值。
保持電路Hn 包含輸入用開關SW31 、輸出用開關SW32 及保持用電容元件C3 。保持用電容元件C3 之一端接地。保持用電容元件C3 之另一端係介以輸入用開關SW31 而與積分電路Sn 之輸出端連接，並介以輸出用開關SW32 而與電壓輸出用布線Lout 連接。於輸入用開關SW31 ，從控制部6給予通過保持用布線LH 之保持控制信號Hold。保持控制信號Hold係指示N個保持電路H1 ~HN 分別之輸入用開關SW31 之開閉動作。於輸出用開關SW32 ，從控制部6給予通過第n行選擇用布線LH,n 之第n行選擇控制信號Hsel(n)。第n行選擇控制信號Hsel(n)係指示保持電路Hn 之輸出用開關SW32 之開閉動作。
於該保持電路Hn ，若保持控制信號Hold從高位準轉為低位準，輸入用開關SW31 從閉狀態轉為開狀態，當時輸入於輸入端之電壓值保持於保持用電容元件C3 。而且，於第n行選擇控制信號Hsel(n)為高位準時，輸出用開關SW32 關閉，保持於保持用電容元件C3 之電壓值輸出至電壓輸出用布線Lout 。
控制部6係於輸出與受光部10之第m列之N個像素Pm,1 ~Pm,N 分別之受光強度相應之電壓值時，藉由重設控制信號Reset，指示一旦關閉N個積分電路S1 ~SN 分別之放電用開關SW21 後再打開之後，藉由第m列選擇控制信號Vsel(m)，指示歷經特定期間關閉受光部10之第m列之N個像素Pm,1 ~Pm,N 分別之讀出用開關SW1 。控制部6係於該特定期間，藉由保持控制信號Hold，指示將N個保持電路H1 ~HN 分別之輸入用開關SW31 從閉狀態轉為開狀態。然後，控制部6係於該特定期間後，藉由行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)，指示依序將N個保持電路H1 ~HN 分別之輸出用開關SW32 僅關閉一定期間。控制部6係針對各列依序進行如以上的控制。
如此，控制部6係控制受光部10之M×N個像素P1,1 ~PM,N 分別之讀出用開關SW1 的開閉動作，並且控制信號讀出部20之電壓值之保持動作及輸出動作。藉此，控制部6係使與受光部10之M×N個像素P1,1 ~PM,N 分別之光電二極體PD所發生之電荷的量相應之電壓值，作為圖框資料而從信號讀出部20重複輸出。
如前述，關於本實施型態之固態攝像裝置1係具有所謂CT攝影之第1攝像模式、及所謂全口攝影或顱攝影之第2攝像模式。然後，如圖5所示，於第1攝像模式及第2攝像模式，受光部10之攝像區域互異(於第1攝像模式為圖5(a)之區域10a，於第2攝像模式為圖5(b)之區域10b)。因此，控制部6係於第1攝像模式時，使與受光部10之M×N個像素P1,1 ~PM,N 分別之光電二極體PD所發生之電荷的量相應之電壓值，從信號讀出部20輸出。而且，控制部6係於第2攝像模式時，使與受光部10之M×N個像素P1,1 ~PM,N 中，構成像素區域10b之特定範圍的像素Pm,n 分別之光電二極體PD所發生之電荷的量相應之電壓值，從信號讀出部20選擇性地輸出。
而且，控制部6係於第2攝像模式時，與第1攝像模式相比，更縮小根據從信號讀出部20所輸出的電壓值之圖框資料之讀出像素間距，更加速於每單位時間輸出之圖框資料的個數，即圖框率，更增大對於信號讀出部20的輸入電荷量之輸出電壓值之比，即增益。例如於所謂CT攝影之第1攝像模式時，像素間距為200μm，圖框率為30F/s。而且，於所謂全口攝影或顱攝影之第2攝像模式時，像素間距為100μm，圖框率為300F/s。
如此，與第1攝像模式時相比，於第2攝像模式時，像素間距小，圖框率快。因此，於第1攝像模式時，為了較第2攝像模式時更增大像素間距，必須進行重合方格化(binning)讀出。而且，與第1攝像模式時相比，於第2攝像模式時，由於圖框率快，因此各圖框資料之各像素所接受的光量少。
因此，控制部6係使對於信號讀出部20之輸入電荷量之輸出電壓值之比即增益，於第1攝像模式與第2攝像模式不同。亦即，如圖17所示，於構成各積分電路Sn 之情況下，控制部6係藉由增益設定信號Gain，將增益設定用開關SW22 進行開閉控制，藉此適當地設定各積分電路Sn 之回授電容部之電容值，於第1攝像模式與第2攝像模式使增益不同。
更具體而言，於第1攝像模式時，藉由關閉增益設定用開關SW22 ，使回授電容部之電容值等於積分用電容元件C21 及積分用電容元件C22 之各電容值的和。其另一方面，於第2攝像模式時，藉由開啟增益設定用開關SW22 ，使回授電容部之電容值等於積分用電容元件C21 之電容值。藉由如此，與第1攝像模式相比，於第2攝像模式時，更縮小各積分電路Sn 之回授電容部之電容值，更增大增益。藉此，可使對於某光量之像素資料在第1攝像模式與第2攝像模式成為相互接近的值，可於各攝像模式進行適宜的動作。
接著，詳細說明關於第1實施型態之固態攝像裝置1之動作。於關於本實施型態之固態攝像裝置1，於藉由控制部6所進行之控制下，M個列選擇控制信號Vsel(1)~Vsel(M)、N個行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)、重設控制信號Reset及保持控制信號Hold分別於特定時序進行位準變化，藉此可拍攝射入於受光部10的光之像，獲得圖框資料。
第1攝像模式時之固態攝像裝置1之動作如以下。圖18係說明關於第1實施型態之固態攝像裝置1之動作之時序圖。於此，說明關於進行2列2行之重合方格化讀出的第1攝像模式時之動作。亦即，將圖框資料之讀出像素間距設為像素間距的2倍。於各積分電路Sn ，增益設定用開關SW22 關閉，回授電容部之電容值設定為大值，增益設定為小值。
於此圖中，從上依序表示有：(a)指示N個積分電路S1 ~SN 分別之放電用開關SW21 之開閉動作之重設控制信號Reset；(b)指示受光部10之第1列及第2列之像素P1,1 ~P1,N、 P2,1 ~P2,N 分別之讀出用開關SW1 之開閉動作之第1列選擇控制信號Vsel(1)及第2列選擇控制信號Vsel(2)；(c)指示受光部10之第3列及第4列之像素P3,1 ~像素P3,N 、P4,1 ~P4,N 分別之讀出用開關SW1 之開閉動作之第3列選擇控制信號Vsel(3)及第4列選擇控制信號Vsel(4)；以及(d)指示N個保持電路H1 ~HN 分別之輸入用開關SW31 之開閉動作之保持控制信號Hold。
而且，於此圖中進一步接下來依序表示有：(e)指示保持電路H1 之輸出用開關SW32 之開閉動作之第1行選擇控制信號Hsel(1)；(f)指示保持電路H2 之輸出用開關SW32 之開閉動作之第2行選擇控制信號Hsel(2)；(g)指示保持電路H3 之輸出用開關SW32 之開閉動作之第3行選擇控制信號Hsel(3)；(h)指示保持電路Hn 之輸出用開關SW32 之開閉動作之第n行選擇控制信號Hsel(n)；及(i)指示保持電路HN 之輸出用開關SW32 之開閉動作之第N行選擇控制信號Hsel(N)。
於第1列及第2列之2N個像素P1,1 ~P1,N 、P2,1 ~P2,N 分別之光電二極體PD發生並積存於接合電容部之電荷的讀出係如以下方式進行。於時刻t10 前，M個列選擇控制信號Vsel(1)~Vsel(M)、N個行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)、重設控制信號Reset及保持控制信號Hold分別設為低位準。
從時刻t10 至時刻t11 之期間，從控制部6輸出至重設用布線LR 之重設控制信號Reset成為高位準，藉此，分別於N個積分電路S1 ~SN ，放電用開關SW21 關閉，積分用電容元件C21 ,C22 放電。而且，較時刻t11 更晚的時刻t12 至時刻t15 之期間，從控制部6輸出至第1列選擇用布線LV,1 之第1列選擇控制信號Vsel(1)成為高位準，藉此，受光部10之第1列之N個像素P1,1 ~P1,N 分別之讀出用開關SW1 關閉。而且，於此相同期間(t12 ~t15 )，從控制部6輸出至第2列選擇用布線LV,2 之第2列選擇控制信號Vsel(2)成為高位準，藉此，受光部10之第2列之N個像素P2,1 ~P2N 分別之讀出用開關SW1 關閉。
於此期間(t12 ~t15 )內，從時刻t13 至時刻t14 之期間，從控制部6輸出至保持用布線LH 之保持控制信號Hold成為高位準，藉此，分別於N個保持電路H1 ~HN ，輸入用開關SW31 關閉。
於期間(t12 ~t15 )內，第1列及第2列之各像素P1,n ,P2,n 之讀出用開關SW1 關閉，各積分電路Sn 之放電用開關SW21 開啟。因此，迄今於像素P1,n 之光電二極體PD發生並積存於接合電容部之電荷，係經過該像素P1,n 之讀出用開關SW1 及第n行讀出用布線LO,n 而傳輸至積分電路Sn 之積分用電容元件C21 、C22 並積存。而且，同時，迄今於像素P2,n 之光電二極體PD發生並積存於接合電容部之電荷，亦經過該像素P2,n 之讀出用開關SW1 及第n行讀出用布線LO,n 而傳輸至積分電路Sn 之積分用電容元件C21 、C22 並積存。然後，與積存於各積分電路Sn 之積分用電容元件C21 、C22 之電荷的量相應之電壓值，係從積分電路Sn 之輸出端輸出。
於該期間(t12 ~t15 )內之時刻t14 ，藉由保持控制信號Hold從高位準轉為低位準，分別於N個保持電路H1 ~HN ，輸入用開關SW31 從閉狀態轉為開狀態，當時從積分電路Sn 之輸出端輸出並輸入於保持電路Hn 之輸入端之電壓值，係保持於保持用電容元件C3 。
然後，於期間(t12 ~t15 )後，從控制部6輸出至行選擇用布線LH,1 ~LH,N 之行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)依序僅於一定時間成為高位準，藉此，N個保持電路H1 ~HN 分別之輸出用開關SW32 依序僅關閉一定期間，保持於各保持電路Hn 之保持用電容元件C3 之電壓值係經過輸出用開關SW32 而依序輸出至電壓輸出用布線Lout 。輸出至該電壓輸出用布線Lout 之電壓值Vout 係表示於行方向，加算有第1列及第2列之2N個像素P1,1 ~P1,N 、P2,1 ~P2,N 分別之光電二極體PD之受光強度之值。
從N個保持電路H1 ~HN 分別依序輸出之電壓值係輸入於A/D轉換部30，並轉換為與該輸入電壓值相應之數位值。然後，於輸出自A/D轉換部30之N個數位值中，加算分別對應於第1行及第2行之數位值，並加算分別對應於第3行及第4行之數位值，其後亦加算每2個數位值。
接下來，於第3列及第4列之2N個像素P3,1 ~P3,N 、P4,1 ~P4,N 分別之光電二極體PD發生並積存於接合電容部之電荷的讀出係如以下進行。
從前述動作中行選擇控制信號Hsel(1)成為高位準之時刻t20 ，到較行選擇控制信號Hsel(N)曾經成為高位準後再成為低位準的時刻更晚之時刻t21 之期間，從控制部6輸出至重設用布線LR 之重設控制信號Reset成為高位準，藉此，分別於N個積分電路S1 ~SN ，放電用開關SW21 關閉，積分用電容元件C21 、C22 放電。而且，較時刻t21 更晚的時刻t22 至時刻t25 之期間，從控制部6輸出至第3列選擇用布線LV,3 之第3列選擇控制信號Vsel(3)成為高位準，藉此，受光部10之第3列之N個像素P3,1 ~P3,N 分別之讀出用開關SW1 關閉。而且，於此相同期間(t22 ~t25 )，從控制部6輸出至第4列選擇用布線LV,4 之第4列選擇控制信號Vsel(4)成為高位準，藉此，受光部10之第4列之N個像素P4,1 ~P4,N 分別之讀出用開關SW1 關閉。
於此期間(t22 ~t25 )內，從時刻t23 至時刻t24 之期間，從控制部6輸出至保持用布線LH 之保持控制信號Hold成為高位準，藉此，分別於N個保持電路H1 ~HN ，輸入用開關SW31 關閉。
然後，於期間(t22 ~t25 )後，從控制部6輸出至行選擇用布線LH,1 ~LH,N 之行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)依序僅於一定時間成為高位準，藉此，N個保持電路H1 ~HN 分別之輸出用開關SW32 依序僅關閉一定期間。如以上，表示於行方向，加算有第3列及第4列之2N個像素P3,1 ~P3,N 、P4,1 ~P4,N 分別之光電二極體PD之受光強度之值的電壓值Vout ，係輸出至電壓輸出用布線Lout 。
從N個保持電路H1 ~HN 分別依序輸出之電壓值係輸入於A/D轉換部30，並轉換為與該輸入電壓值相應之數位值。然後，於輸出自A/D轉換部30之N個數位值中，加算分別對應於第1行及第2行之數位值，並加算分別對應於第3行及第4行之數位值，其後亦加算每2個數位值。
於第1攝像模式時，接續於如以上關於第1列及第2列之動作、接續於此之關於第3列及第4列之動作以後，從第5列至第M列進行同樣動作，獲得表示以1次攝像所獲得的圖像之圖框資料。而且，關於第M列，若動作結束，再度於從第1列至第M列之範圍內進行同樣動作，獲得表示下一圖像之圖框資料。如此，藉由以一定週期重複同樣動作，表示受光部10所受光之光像的二維強度分布之電壓值Vout 輸出至電壓輸出用布線Lout ，重複獲得圖框資料。而且，此時所獲得之圖框資料之讀出像素間距為像素間距的2倍。
另一方面，第2攝像模式時之固態攝像裝置1之動作如以下。圖19係說明關於第1實施型態之固態攝像裝置1之動作之時序圖。於此第2攝像模式不進行重合方格化讀出。亦即，使圖框資料之讀出像素間距與像素間距相等。於各積分電路Sn ，增益設定用開關SW22 開啟，回授電容部之電容值設定為小值，增益設定為大值。
圖19係表示關於受光部10之第1列及第2列分別之動作。於此圖中，從上依序表示有：(a)重設控制信號Resst；(b)第1列選擇控制信號Vsel(1)；(c)第2列選擇控制信號Vsel(2)；(d)保持控制信號Hold；(e)第1行選擇控制信號Hsel(1)；(f)第2行選擇控制信號Hsel(2)；(g)第3行選擇控制信號Hsel(3)；(h)第4行選擇控制信號Hsel(4)；(i)第5行選擇控制信號Hsel(5)；及(j)第6行選擇控制信號Hsel(6)。
於第1列之N個像素P1,1 ~P1,N 分別之光電二極體PD發生並積存於接合電容部之電荷的讀出係如以下進行。於時刻t10 前，M個列選擇控制信號Vsel(1)~Vsel(M)、N個行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)、重設控制信號Reset及保持控制信號Hold分別設為低位準。
從時刻t10 至時刻t11 之期間，從控制部6輸出至重設用布線LR 之重設控制信號Reset成為高位準，藉此，分別於N個積分電路S1 ~SN ，放電用開關SW21 關閉，積分用電容元件C21 放電。而且，較時刻t11 更晚的時刻t12 至時刻t15 之期間，從控制部6輸出至第1列選擇用布線LV,1 之第1列選擇控制信號Vsel(1)成為高位準，藉此，受光部10之第1列之N個像素P1,1 ~P1,N 分別之讀出用開關SW1 關閉。
於此期間(t12 ~t15 )內，從時刻t13 至時刻t14 之期間，從控制部6輸出至保持用布線LH 之保持控制信號Hold成為高位準，藉此，分別於N個保持電路H1 ~HN ，輸入用開關SW31 關閉。
於期間(t12 ~t15 )內，第1列之各像素P1,n 之讀出用開關SW1 關閉，各積分電路Sn 之放電用開關SW21 開啟，因此迄今於各像素P1,n 之光電二極體PD發生並積存於接合電容部之電荷，係經過該像素P1,n 之讀出用開關SW1 及第n行讀出用布線LO,n 而傳輸至積分電路Sn 之積分用電容元件C21 並積存。然後，與積存於各積分電路Sn 之積分用電容元件C21 之電荷的量相應之電壓值，係從積分電路Sn 之輸出端輸出。
於該期間(t12 ~t15 )內之時刻t14 ，藉由保持控制信號Hold從高位準轉為低位準，分別於N個保持電路H1 ~HN ，輸入用開關SW31 從閉狀態轉為開狀態，當時從積分電路Sn 之輸出端輸出並輸入於保持電路Hn 之輸入端之電壓值，係保持於保持用電容元件C3 。
然後，於期間(t12 ~t15 )後，從控制部6輸出至行選擇用布線LH,1 ~LH,N 之行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)中，相當於最初之連續N1 行(本實施型態為N1 =4)之行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N1 )依序僅於一定時間成為高位準。藉此，最初之連續N1 行之保持電路H1 ~HN1 分別之輸出用開關SW32 依序僅關閉一定期間，保持於各保持電路Hn 之保持用電容元件C3 之電壓值係經過輸出用開關SW32 而依序輸出至電壓輸出用布線Lout 。輸出至該電壓輸出用布線Lout 之電壓值Vout 係表示第1列之N1 個像素P1,1 ~P1,N1 分別之光電二極體PD之受光強度。
接下來，於第2列之N個像素P2,1 ~P2,N 分別之光電二極體PD發生並積存於接合電容部之電荷的讀出係如以下進行。
從前述動作中行選擇控制信號Hsel(1)成為高位準之時刻t20 ，到較行選擇控制信號Hsel(N1 )曾經成為高位準後再成為低位準的時刻更晚之時刻t21 之期間，從控制部6輸出至重設用布線LR 之重設控制信號Reset成為高位準，藉此，分別於N個積分電路S1 ~SN ，放電用開關SW21 關閉，積分用電容元件C21 放電。而且，較時刻t21 更晚的時刻t22 至時刻t25 之期間，從控制部6輸出至第2列選擇用布線LV,2 之第2列選擇控制信號Vsel(2)成為高位準，藉此，受光部10之第2列之N個像素P2,1 ~P2,N 分別之讀出用開關SW1 關閉。
於此期間(t22 ~t25 )內，從時刻t23 至時刻t24 之期間，從控制部6輸出至保持用布線LH 之保持控制信號Hold成為高位準，藉此，分別於N個保持電路H1 ~HN ，輸入用開關SW31 關閉。然後，於期間(t22 ~t25 )後，從控制部6輸出至行選擇用布線LH,1 ~LH,N 之行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)中，連續N1 行、其位置相當於從第1列之該N1 行僅經移位一定行數(本實施型態為2行)份之行的行選擇控制信號Hsel(3)~Hsel(N1 +2)，係依序僅於一定時間成為高位準。藉此，N1 個保持電路H3 ~HN1+2 分別之輸出用開關SW32 依序僅關閉一定期間。如以上，表示第2列之N1 個像素P2,3 ~P2,N1+2 分別之光電二極體PD之受光強度的電壓值Vout ，係輸出至電壓輸出用布線Lout 。
於第2攝像模式時，接續於如以上關於第1列及第2列之動作以後，從第3列至第M列，電壓值輸出對象之連續N1 行之位置於各列各移位一定行數，一面進行同樣動作，獲得表示以1次攝像所獲得的圖像之圖框資料。而且，關於第M列，若動作結束，再度於從第1列至第M列之範圍內進行同樣動作，獲得表示下一圖像之圖框資料。如此，藉由以一定週期重複同樣動作，表示受光部10所受光之光像的二維強度分布之電壓值Vout 輸出至電壓輸出用布線Lout ，重複獲得圖框資料。
然而，於本實施型態，為了高速地讀出像素資料，將信號讀出部20及A/D轉換部30分割為複數組，從各個組使像素資料並進輸出之構成亦可。
例如圖20所示，將N個積分電路S1 ~SN 及N個保持電路H1 ~HN 分成4組，含有積分電路S1 ~Si 及保持電路H1 ~Hi 之信號讀出部21設為第1組，含有積分電路Si+1 ~Sj 及保持電路Hi+1 ~Hj 之信號讀出部22設為第2組，含有積分電路Sj+1 ~Sk 及保持電路Hj+1 ~Hk 之信號讀出部23設為第3組，而且含有積分電路Sk+1 ~SN 及保持電路Hk+1 ~HN 之信號讀出部24設為第4組。於此，「1<i<j<k<N」。然後，將分別從信號讀出部21之保持電路H1 ~Hi 依序輸出之電壓值，藉由A/D轉換部31轉換為數位值，將分別從信號讀出部22之保持電路Hi+1 ~Hj 依序輸出之電壓值，藉由A/D轉換部32轉換為數位值，將分別從信號讀出部23之保持電路Hj+1 ~Hk 依序輸出之電壓值，藉由A/D轉換部33轉換為數位值，而且將分別從信號讀出部24之保持電路Hk+1 ~HN 依序輸出之電壓值，藉由A/D轉換部34轉換為數位值。而且，並聯進行4個A/D轉換部31~34分別之A/D轉換處理。藉由如此，可進一步高速地讀出像素資料。
而且，例如若考慮2列2行之重合方格化讀出，亦宜將N個保持電路H1 ~HN 中對應於奇數行之保持電路設為第1組，對應於偶數行之保持電路作為第2組，對於該等第1組及第2組分別個別地設置A/D轉換部，使該等2個A/D轉換部進行並聯動作。該情況下，從對應於奇數行之保持電路及對應於其相鄰的偶數行之保持電路，同時輸出電壓值，該等2個電壓值同時被予以A/D轉換處理而成為數位值。然後，於重合方格化處理時，加算該等2個數位值。藉由如此，亦可高速地讀出像素資料。
此外，關於藉由掃描移位暫存器40所進行的行方向之掃描處理，無法進行如上述之分割。此係由於在行方向之掃描處理，必須從最初像素至最終像素依序進行掃描。因此，於固態攝像裝置1，藉由使行數N多於列數M，可更顯著地獲得如上述分割信號讀出部所造成的讀出高速化的效果。
依據本發明之醫療用X光攝像系統係不限於上述實施型態，亦可能有其他各種變形。例如於上述實施型態，作為第2攝像模式之攝像區域，係例示對於受光部之列方向及行方向雙方傾斜，且以與固態攝像裝置之移動方向交叉之方向作為長邊方向之攝像區域，但第2攝像模式之攝像區域為其以外之區域，或者將受光面整面作為攝像區域使用均可。而且，關於第1攝像模式，不限於如上述實施型態，將受光面整面作為攝像區域之型態，亦可因應需要而將受光部之任意區域作為攝像區域。
1．．．固態攝像裝置
3．．．半導體基板
4．．．閃爍器
5．．．X光遮蔽部
6．．．控制部
10,110,130．．．受光部
10a,10b．．．攝像區域
11．．．受光面
20,120,140．．．信號讀出部
30,31~34．．．A/D轉換部
40．．．掃描移位暫存器
41．．．讀出移位暫存器
100．．．X光攝像系統
104．．．迴旋臂
106．．．X光發生裝置
108．．．旋轉控制部
A．．．被照體
A2 ．．．放大器
C21 ,C22 ．．．積分用電容元件
C3 ．．．保持用電容元件
H1 ~HN ．．．保持電路
LG ．．．增益設定用布線
LH ．．．保持用布線
LH,n ．．．第n行選擇用布線
LO,n ．．．第n行讀出用布線
Lout ．．．電壓輸出用布線
LR ．．．重設用布線
LV,m ．．．第m列選擇用布線
P,Pm,n ．．．像素
Reset．．．重設控制信號
S1 ~SN ．．．積分電路
SW1 ．．．讀出用開關
SW21 ．．．放電用開關
SW22 ．．．增益設定用開關
SW31 ．．．輸入用開關
SW32 ．．．輸出用開關
W．．．矽晶圓
圖1係關於第1實施型態之X光攝像系統100之構成圖；
圖2係表示從被照體A(被檢者之顎部)上方觀看之固態攝像裝置1迴旋移動於被照體A周圍之狀況之圖；
圖3係下切固態攝像裝置1之一部分而表示之俯視圖；
圖4係沿著圖3之IV-IV線之固態攝像裝置1之側剖面圖；
圖5係表示與攝像模式相應之固態攝像裝置1之角度位置及受光部10之攝像區域之圖；(a)係表示所謂CT攝影之攝像模式(第1攝像模式)之固態攝像裝置1的角度位置及受光部10的攝像區域10a。(b)係表示所謂全口攝影或顱攝影之攝像模式(第2攝像模式)之固態攝像裝置1的角度位置及受光部10的攝像區域10b；
圖6係更詳細表示圖5(b)所示之攝像區域10b之圖；
圖7(a)係表示於矽晶圓W，為了受光部10而進行正方形之版面配置之狀況，(b)係表示於矽晶圓W，為了受光部10而進行長方形之版面配置之狀況之圖；
圖8係表示在從掃描移位暫存器40分別配設於受光部10之各列之列選擇用布線，發生斷線Q1 ，在從信號讀出部20分別配設於各行之讀出用布線發生斷線Q2 之狀況之圖；
圖9(a)係表示控制固態攝像裝置1之旋轉角，以使受光部10之列方向與固態攝像裝置1之移動方向B正交之情況下，於受光部10之某列發生缺陷像素Pd1 ，於某行發生缺陷像素Pd2 之狀態，(b)係表示控制固態攝像裝置1之旋轉角，以使受光部10之列方向及行方向雙方對於固態攝像裝置1之移動方向B傾斜之情況下，發生與圖9(a)同樣之缺陷像素Pd1 、Pd2 之狀態之圖；
圖10係表示不使受光部旋轉而使用之以往之固態攝像裝置之電荷讀出方式之圖；(a)係表示沿著攝像區域110a之長邊方向配置有信號讀出部120之情況。(b)係表示沿著攝像區域110b之長邊方向配置有信號讀出部120之情況；
圖11(a)係表示沿著受光部130之短邊方向配置有信號讀出部140之情況下之電荷讀出方式，(b)係表示關於第1實施型態之固態攝像裝置1之電荷讀出方式之圖；
圖12係表示與固態攝像裝置1之旋轉中心(圖1所示之軸線C)之位置相應之受光部10之旋轉狀況之圖；(a)係表示以受光部10之中心E作為固態攝像裝置1之旋轉中心之情況。(b)係表示以矩形之受光部10之4個角部中之1個角部F作為固態攝像裝置1之旋轉中心，使固態攝像裝置1旋轉，以便於第1攝像模式及第2攝像模式中，角部F均對於其他角部位於下方之情況；
圖13係表示正方形狀之受光部10及線狀之攝像區域10b之俯視圖；
圖14係表示正方形狀之受光部10及面狀之攝像區域10b之俯視圖；
圖15係從被照體A上方觀看藉由圖14之受光部10所進行之攝像之狀況之圖；
圖16係表示關於第1實施型態之固態攝像裝置1之內部構成之圖；
圖17係關於第1實施型態之固態攝像裝置1之像素Pm,n 、積分電路Sn 及保持電路Hn 分別之電路圖；
圖18係說明關於第1實施型態之固態攝像裝置1之動作之時序圖；
圖19係說明關於第1實施型態之固態攝像裝置1之動作之時序圖；及
圖20係表示關於第1實施型態之固態攝像裝置1之構成之變形例之圖。
1．．．固態攝像裝置
10．．．受光部
10a、10b．．．攝像區域
20．．．信號讀出部
G1．．．列方向
G2．．．行方向
H．．．迴旋平面
J1．．．頂部
J2．．．頂部
θ．．．角度

Claims (15)

  1. 一種醫療用X光攝像系統，其係包含一邊於被檢者之顎部周圍移動，一邊拍攝X光像之固態攝像裝置，並具有至少兩種攝像模式；前述固態攝像裝置包括：受光部，其具有矩形之受光面，該受光面係由分別包含光電二極體之M×N個(M及N為2以上之整數)像素以M列N行地二維排列而成；N條讀出用布線，其係於各行分別配設，且與對應行之前述像素所包含之前述光電二極體經由讀出用開關而連接；信號讀出部，其係保持與於前述光電二極體所發生之電荷的量相應之電壓值，並依序輸出該保持之電壓值；及控制部，其係控制各像素之前述讀出用開關之開閉動作，並且控制前述信號讀出部之電壓值之輸出動作，使與在各像素之前述光電二極體所發生之電荷的量相應之電壓值，從前述信號讀出部輸出；且進一步包含旋轉控制部，其係使前述固態攝像裝置可於與前述受光面垂直之軸線周圍旋轉地支持前述固態攝像裝置，並且以於前述兩種攝像模式中之一攝像模式時，使前述受光部之列方向或行方向沿著前述固態攝像裝置之移動方向，於前述兩種攝像模式中之另一攝像模式時，使前述受光部之列方向及行方向雙方對於前述固 態攝像裝置之移動方向傾斜之方式控制前述固態攝像裝置之旋轉角。
  2. 如請求項1之醫療用X光攝像系統，其中前述控制部係以於前述另一攝像模式時，從前述M×N個像素中構成以特定方向作為長邊方向之攝像區域之前述像素，選擇性地讀出電壓值之方式控制前述信號讀出部之輸出動作；前述特定方向係對於前述受光部之列方向及行方向雙方傾斜，且與前述固態攝像裝置之移動方向交叉。
  3. 如請求項2之醫療用X光攝像系統，其中前述特定方向係正交於前述固態攝像裝置之移動方向。
  4. 如請求項2之醫療用X光攝像系統，其中前述攝像區域為前述受光部之對角線上的區域。
  5. 如請求項3之醫療用X光攝像系統，其中前述攝像區域為前述受光部之對角線上的區域。
  6. 如請求項2之醫療用X光攝像系統，其中前述控制部係於前述另一攝像模式控制前述信號讀出部之輸出動作時，使對應於前述受光部之N行各行而被保持之電壓值中對應於連續N1 行(N1 <N)而被保持之電壓值從前述信號讀出部輸出，且每當讀出對應於一列或複數列之電壓值時，使前述受光部之該N1 行之位置各移位一定之行數。
  7. 如請求項3之醫療用X光攝像系統，其中前述控制部係於前述另一攝像模式控制前述信號讀出部之輸出動作時，使對應於前述受光部之N行各行而被保持之電壓值中對應於連續N1 行(N1 <N)而被保持之電壓值從前述信號讀出 部輸出，且每當讀出對應於一列或複數列之電壓值時，使前述受光部之該N1 行之位置各移位一定之行數。
  8. 如請求項4之醫療用X光攝像系統，其中前述控制部係於前述另一攝像模式控制前述信號讀出部之輸出動作時，使對應於前述受光部之N行各行而被保持之電壓值中對應於連續N1 行(N1 <N)而被保持之電壓值從前述信號讀出部輸出，且每當讀出對應於一列或複數列之電壓值時，使前述受光部之該N1 行之位置各移位一定之行數。
  9. 如請求項5之醫療用X光攝像系統，其中前述控制部係於前述另一攝像模式控制前述信號讀出部之輸出動作時，使對應於前述受光部之N行各行而被保持之電壓值中對應於連續N1 行(N1 <N)而被保持之電壓值從前述信號讀出部輸出，且每當讀出對應於一列或複數列之電壓值時，使前述受光部之該N1 行之位置各移位一定之行數。
  10. 如請求項1至9中任一項之醫療用X光攝像系統，其中前述受光部之列數M小於行數N；前述受光面之形狀係以列方向作為長邊方向之長方形狀。
  11. 如請求項1至9中任一項之醫療用X光攝像系統，其中前述固態攝像裝置之旋轉中心位於矩形之前述受光部之4個角部中之1個角部；前述固態攝像裝置係以前述1個角部於前述兩種攝像模式雙方中，相對於前述被檢者位於下顎側之方式，進行旋轉。
  12. 如請求項1至9中任一項之醫療用X光攝像系統，其中前 述控制部係於前述另一攝像模式時，與前述一攝像模式相比，縮小根據從前述信號讀出部所輸出的電壓值之圖框資料之讀出像素間距，加速於每單位時間輸出之圖框資料的個數即圖框率，增大對於前述信號讀出部的輸入電荷量之輸出電壓值之比即增益。
  13. 如請求項1至9中任一項之醫療用X光攝像系統，其中前述一攝像模式係進行牙科用X光攝影之CT攝影的攝像模式；前述另一攝像模式係進行牙科用X光攝影之全口攝影的攝像模式。
  14. 如請求項10之醫療用X光攝像系統，其中前述控制部係於前述另一攝像模式時，與前述一攝像模式相比，縮小根據從前述信號讀出部所輸出的電壓值之圖框資料之讀出像素間距，加速於每單位時間輸出之圖框資料的個數即圖框率，增大對於前述信號讀出部的輸入電荷量之輸出電壓值之比即增益。
  15. 如請求項14之醫療用X光攝像系統，其中前述一攝像模式係進行牙科用X光攝影之CT攝影的攝像模式；前述另一攝像模式係進行牙科用X光攝影之全口攝影的攝像模式。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
TWI834963B (zh) * 2020-03-31 2024-03-11 日商住友重機械工業股份有限公司 Ｘ射線ｃｔ裝置

Families Citing this family (15)

* 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
JP5893036B2 (ja) * 2011-08-25 2016-03-23 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
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
US9160912B2 (en) 2012-06-08 2015-10-13 Apple Inc. System and method for automatic image capture control in digital imaging
EP2892432B1 (en) * 2012-09-07 2022-12-28 Trophy Apparatus for partial ct imaging
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
US10695008B2 (en) 2015-04-29 2020-06-30 Vatech Co. Ltd. X-ray imaging device and method
JP6285995B2 (ja) * 2016-08-10 2018-02-28 浜松ホトニクス株式会社 固体撮像装置、放射線撮像システム及び固体撮像装置の制御方法
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
CN115279271A (zh) * 2021-01-28 2022-11-01 迪亚特伦德有限公司 放射线检测装置及搭载该装置的放射线检查系统

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5744800A (en) * 1994-06-10 1998-04-28 Hitachi, Ltd. Defect observing electron microscope
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
US20010038075A1 (en) * 2000-03-31 2001-11-08 Masakazu Morishita Elecrtromagnetic wave detector
US20060182224A1 (en) * 2005-02-11 2006-08-17 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
US20090052616A1 (en) * 2005-04-11 2009-02-26 J. Morita Manufacturing Corporation Unit for X-Ray CT Imaging and X-Ray Imaging Apparatus
US20100172462A1 (en) * 2007-01-24 2010-07-08 Henry Tancredi Adjustable scanner

Family Cites Families (11)

* 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
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
FI120561B (fi) * 2000-03-07 2009-11-30 Planmeca Oy Digitaalikamera, kuvantamislaite ja menetelmä digitaalisessa kuvantamisessa
JP4141431B2 (ja) 2004-10-18 2008-08-27 花王株式会社 ペット用トイレ
US7711085B2 (en) * 2005-04-11 2010-05-04 J. Morita Manufacturing Corporation Radiography apparatus with scout view function
US7555097B2 (en) * 2005-09-28 2009-06-30 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray computer tomography system
JP4567064B2 (ja) * 2005-10-17 2010-10-20 株式会社モリタ製作所 医療用デジタルｘ線撮影装置
EP1815794B1 (en) * 2006-02-01 2015-11-04 Gendex Corporation Dental x-ray apparatus and method of positioning a patient therein
US7715526B2 (en) * 2008-03-13 2010-05-11 Oy Ajat Limited Single sensor multi-functional dental extra-oral x-ray imaging system and method

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5744800A (en) * 1994-06-10 1998-04-28 Hitachi, Ltd. Defect observing electron microscope
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
US20010038075A1 (en) * 2000-03-31 2001-11-08 Masakazu Morishita Elecrtromagnetic wave detector
US20060182224A1 (en) * 2005-02-11 2006-08-17 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
US20090052616A1 (en) * 2005-04-11 2009-02-26 J. Morita Manufacturing Corporation Unit for X-Ray CT Imaging and X-Ray Imaging Apparatus
US20100172462A1 (en) * 2007-01-24 2010-07-08 Henry Tancredi Adjustable scanner

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
TWI834963B (zh) * 2020-03-31 2024-03-11 日商住友重機械工業股份有限公司 Ｘ射線ｃｔ裝置

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