WO2010038710A1 - 放射線画像撮影システム - Google Patents

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WO2010038710A1
WO2010038710A1 PCT/JP2009/066820 JP2009066820W WO2010038710A1 WO 2010038710 A1 WO2010038710 A1 WO 2010038710A1 JP 2009066820 W JP2009066820 W JP 2009066820W WO 2010038710 A1 WO2010038710 A1 WO 2010038710A1
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WO
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signal
imaging
image
exposure
radiation
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PCT/JP2009/066820
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English (en)
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Inventor
信 荘保
和夫 橋口
Original Assignee
シャープ株式会社
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
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    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
    • G01T1/20184—Detector read-out circuitry, e.g. for clearing of traps, compensating for traps or compensating for direct hits
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/243—Modular detectors, e.g. arrays formed from self contained units
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L27/00—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate
    • H01L27/14—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate including semiconductor components sensitive to infrared radiation, light, electromagnetic radiation of shorter wavelength or corpuscular radiation and specially adapted either for the conversion of the energy of such radiation into electrical energy or for the control of electrical energy by such radiation
    • H01L27/144—Devices controlled by radiation
    • H01L27/146—Imager structures
    • H01L27/148—Charge coupled imagers

Definitions

  • the present invention relates to a radiographic imaging system such as an X-ray imaging system used for imaging X-ray mammography, chest and limb bones, for example.
  • IP imaging plate
  • this digital radiography there is a system in which an image by X-rays is converted into a visible light image by a scintillator and observed by a flat plate X-ray detector (FPD) using a thin film transistor (TFT).
  • FPD flat plate X-ray detector
  • TFT thin film transistor
  • This system is characterized by a smaller device and better image quality than computed radiography (CR).
  • CR computed radiography
  • the use of a large-area TFT panel increases the price, and the TFT has a large pixel size, so that the resolution is lowered to about 3 to 4 lp / mm.
  • DR digital radiography
  • Patent Document 1 a method using a combination of a scintillator and a plurality of CCDs is known.
  • the method using a scintillator and a plurality of CCDs is characterized in that the resolution can be set freely by selecting the cost advantage of using an inexpensive CCD and the magnification of the optical system.
  • FIG. 6 is a schematic diagram for explaining the effective image area ratio of the area sensor constituting the radiological image detector in the conventional radiographic imaging device disclosed in Patent Document 1.
  • an X-ray scintillator 202 that emits light in accordance with a transmitted X-ray dose is disposed on an area sensor 201 for obtaining an imaging signal.
  • the imaging surface is divided into a plurality of surfaces.
  • the X-ray scintillator 202 is similarly divided into four.
  • Each area divided into four on the X-ray scintillator 202 is called a divided image area 202a.
  • each divided image area 202a is condensed through the lens 203 and forms an image on the corresponding area sensor 201.
  • a plurality of lenses 203 are arranged to constitute a lens array 203a.
  • the area imaged on the area sensor 201 corresponding to this one divided image area 202a is called an effective image area 201a.
  • An area having the sensitivity of the area sensor 201 is called a sensitive image area 201b.
  • the effective image area 201a is reflected smaller than the sensitive image area 201b, and a margin is provided in the periphery (pixels that do not use the periphery are provided).
  • the ratio of this effective image area 201a to the sensitive image area 201b is called the effective image area ratio.
  • the image data of the entire area created from the four divided image regions 202a that is, the entire X-ray scintillator 202) is called all image data.
  • a fluorescent body (scintillator) used in a digital radiography (DR) DR system uses a very low X-ray dose (10 -3 mR) that passes through the human body at the time of high-sensitivity imaging.
  • a wide X-ray dose variation over 10 6 up to a large dose (10 3 mR) of time it shows an essentially linear response (luminescence).
  • the key to the system is how the next photoelectric conversion process responds.
  • Patent Document 2 a fluoroscopic device that combines a plurality of image signals picked up by changing the intensity and radiation dose applied to a subject to form a single image is proposed. Has been.
  • Patent Literature 2 a subject is irradiated with a plurality of X-ray energy levels (changes in the amount of X-ray irradiation, such as intensity), and is not saturated and does not appear to be shadowed or shadows are crushed. A clear image can be obtained.
  • JP 2000-235709 A Japanese Patent Laid-Open No. 03-38979
  • An object of the present invention is to solve the above-described conventional problems, and to provide a radiographic imaging system that can obtain a response with a wider dynamic range without the need to irradiate a subject (human body) with strong radiation. To do.
  • the radiographic imaging system of the present invention includes radiation generating means for generating radiation to irradiate a subject, scintillator means for converting the radiation from the subject into light, and photoelectrically converting light from the scintillator means to the subject.
  • the image pickup means for picking up an image of the image and the reading of the image pickup signal from the image pickup means are performed a plurality of times with different exposure times for the radiation irradiation of a fixed dose by the radiation generation means, and the image pickup signal read out a plurality of times
  • control means for controlling image composition of each image data, thereby achieving the above object.
  • the imaging means in the radiographic imaging system of the present invention is controlled by the control means to perform at least two exposures of long exposure and short exposure, and an imaging signal from the imaging means Is read at least twice in response to the long exposure and the short exposure.
  • the long-time exposure in the radiographic imaging system of the present invention is a period of 50 msec to 500 msec, and the short-time exposure is a period of 10 msec to 50 msec.
  • an A / D conversion means for A / D converting the imaging signal read from the imaging means, and an image signal from the A / D conversion means are temporarily stored. Storage means.
  • the storage means in the radiographic imaging system of the present invention synthesizes at least an image signal obtained by long-time exposure of the imaging means and an image signal obtained by the short-time exposure.
  • the radiation generating means in the radiographic imaging system of the present invention irradiates the radiation with a weak radiation dose that does not adversely affect the subject.
  • the radiation dose in the radiographic imaging system of the present invention is in the range of 170 ⁇ Gy (micro gray) ⁇ 20 ⁇ Gy (micro gray).
  • the imaging means in the radiographic imaging system of the present invention is arranged in a two-dimensional manner, reads a plurality of photodiodes that perform photoelectric conversion, and signal charges photoelectrically converted by the photodiodes, and charges in a predetermined direction.
  • the imaging means in the radiographic image capturing system of the present invention is divided into a plurality of divided regions, and each of the plurality of divided regions is arranged two-dimensionally, and a plurality of photodiodes for photoelectric conversion, and A charge transfer means for reading out the signal charge photoelectrically converted by the photodiode and transferring the charge in a predetermined direction; and converting the voltage of the signal charge transferred by the charge transfer means to amplify the voltage converted voltage Output means that can output an imaging signal.
  • control means in the radiographic imaging system of the present invention controls signal output of at least an imaging signal by long-time exposure and an imaging signal by short-time exposure of the imaging means.
  • the potential of the imaging unit is reset by the timing when the overflow drain signal is set as the timing of the electronic shutter when the radiation generating unit in the radiographic imaging system of the present invention is in the radiation irradiation state, and the overflow drain
  • the timing before the signal rise is set as one of the long exposure time and the short exposure time
  • the timing after the timing when the overflow drain signal is set is set as the other of the long exposure time and the short exposure time.
  • the overflow drain voltage in the radiographic imaging system of the present invention is the same or different between the long exposure time and the short exposure time.
  • the imaging means in the radiographic imaging system of the present invention is constituted by a solid-state imaging array arranged two-dimensionally facing the scintillator means.
  • an image intensifier as an amplifier is provided in the scintillator means in the radiographic imaging system of the present invention.
  • the radiation in the radiographic imaging system of the present invention is any one of X-rays, electron beams, ultraviolet rays and infrared rays.
  • the frame accumulation drive for reading out the signal readout from the photodiode separately into the odd lines and the even lines, and the signal readout from the photodiodes for the odd lines and the even lines. At least one of field accumulation driving for adding and reading data is used.
  • radiographic imaging system of the present invention when signal reading from the photodiode is performed a plurality of times, exposure including significant information is used as the frame accumulation drive, and other exposure is performed in the field. Storage drive is used.
  • the readout of the imaging signal from the imaging means is performed a plurality of times with different exposure times for a fixed dose of radiation by the radiation generation means, and each image data based on the imaging signals read out a plurality of times is combined into an image. I am letting.
  • the imaging signal from the imaging unit is performed a plurality of times with different exposure times for a certain dose of radiation irradiation by the radiation generation unit, and each image based on the imaging signal read out a plurality of times Because the data is combined into an image, strong radiation is applied to the subject such as the human body and other objects as in the past with a weak radiation dose that does not adversely affect the subject such as the human body and other objects. And a wider dynamic range response can be obtained.
  • FIG. 2 is a timing chart of each signal for explaining a wide dynamic range mode of a frame accumulation method by two-time emission of an X-ray source in the radiographic imaging system 20 of FIG. 1.
  • FIG. 2 is a timing chart of each signal for explaining a case where an electronic shutter is used in a wide dynamic range mode of a frame accumulation method by twice emission of an X-ray source in the radiographic imaging system 20 of FIG. 1. It is a schematic diagram for demonstrating the effective image area rate of the area sensor which comprises the radiographic image detector in the conventional radiographic imaging apparatus currently disclosed by patent document 1.
  • FIG. 1 is a schematic diagram for demonstrating the effective image area rate of the area sensor which comprises the radiographic image detector in the conventional radiographic imaging apparatus currently disclosed by patent document 1.
  • X-ray imaging apparatus 1 to 12 CCD image sensor 21 scintillator 22 CCD controller 23 A / D converter 24 memory 25 X-ray generator 26 main controller 27 calculator 28 personal computer ⁇ V1 to ⁇ V4 vertical transfer clock T charge transfer pulse VCCD Vertical Charge Transfer Unit PD Photodiode 101 Odd Line Photodiode 101a Even Line Photodiode T1 Odd Line PD Long Exposure Time T2 Even Line PD Long Exposure Time T11 Odd Line PD Short Exposure Time T12 Even Line PD Short Exposure time T21 PD short exposure time for odd lines at black level T22 PD short exposure time for even lines at black level L Low-intensity X-ray irradiation period L1 Low-intensity X-ray long irradiation period L2 Low-intensity X Short irradiation period of the line OS output signal (output signal) OUT1, OUT11, OUT21 Odd line side signal output OUT2, OUT12, OUT22 Even line side
  • FIG. 1 is a block diagram showing an example of a main configuration of an X-ray imaging system according to an embodiment of the present invention.
  • an X-ray imaging apparatus 20 includes CCD image sensors 1 to 12 as imaging means for photoelectrically converting visible light such as fluorescence from a scintillator 21 (to be described later) into an image of a subject, A scintillator 21 as a scintillator means for converting radiation from a subject into light (fluorescence in this case), a CCD controller 22 for controlling reading of imaging signals from the CCD image sensors 1 to 12, and A as an A / D conversion means / D converter 23, memory 24 as storage means for image composition processing, and radiation generation means for generating radiation (X-rays, electron beams, ultraviolet rays and infrared rays; here X-rays) and irradiating the subject
  • Main controller for controlling the operation timing of the X-ray generator 25, the CCD controller 22 and the memory 24 12, a computing unit 27 for performing predetermined image processing, and a personal computer 28 for screen display.
  • the twelve CCD image sensors 1 to 12 are divided into one block, and twelve C
  • the CCD controller 22 and the main controller 26 constitute a control means, and the control means reads out the image pickup signals from the CCD image sensors 1 to 12 with different exposures for a fixed dose of radiation by the radiation generation means. This is performed a plurality of times in time, and each image data based on the imaging signal read out a plurality of times is synthesized using the memory 24.
  • Each of the CCD image sensors 1 to 12 is a CCD solid-state imaging device, and is composed of a plurality of photodiodes as a plurality of light receiving portions that image the photoelectrically converted image light from the scintillator 21.
  • the imaging means is divided into CCD image sensors 1 to 12 of a plurality of divided regions, and each of the CCD image sensors 1 to 12 is arranged in a two-dimensional manner and a plurality of photodiodes PD for photoelectric conversion, and a photo diode Charge transfer means for reading out the signal charge photoelectrically converted by the diode PD and transferring the charge in a predetermined direction, and converting the voltage of the signal charge transferred by the charge transfer means and amplifying the voltage converted voltage to obtain an imaging signal Output means for enabling output.
  • the X-ray dose range taken by the CCD image sensors 1 to 12 as the CCD solid-state imaging device is set to 0 to 50 ⁇ Gy, long exposure is 50 msec to 500 msec, and short exposure is 1/10 or less of long exposure. Time.
  • the scintillator 21 is a light receiving sensor for radiation such as X-rays, and is made from a substance that emits fluorescence when irradiated with ionizing radiation.
  • the scintillator 21 is disposed so as to face the CCD image sensors 1 to 12 constituted of a solid-state imaging array arranged in a two-dimensional manner. Note that an image intensifier (amplifier) may be added to the scintillator 21.
  • the CCD controller 22 sequentially controls the output of signal charge readout pulses to the CCD image sensors 1 to 12 and sequentially outputs data (a plurality of imaging signals) from the CCD image sensors 1 to 12 to the A / D converter 23.
  • the signal readout control is performed so as to output.
  • the A / D converter 23 A / D converts the imaging signals sequentially read from the CCD image sensors 1 to 12 into image data.
  • the memory 24 temporarily stores image data (a plurality of image pickup signals) A / D converted by the A / D converter 23.
  • the memory 24 is used for synthesizing an image signal obtained by long exposure and an image signal obtained by short exposure.
  • the image signal resulting from the long exposure is stored in the memory 24 (frame memory), and the image signal resulting from the short exposure that has come later is added to the image signal stored in the memory 24 (frame memory).
  • the X-ray generator 25 generates X-rays as radiation and irradiates the subject and the object to be measured.
  • the X-ray irradiation energy (unit: mR or dose) at this time will be described in detail.
  • the X-ray dose varies depending on the imaging site and imaging distance. In chest radiography, “approx. 120 kV, 3-5 mAs SID (distance between tube focus and imaging object): 180 cm, with grid” is used. It is not preferable to irradiate the human body with a strong radiation dose, and even when observing an object, it is not preferable that the state of the sample itself changes due to strong radiation irradiation, so the human body or the sample itself is adversely affected.
  • the X-ray dose is weak enough to prevent the occurrence of
  • the dose After passing through the patient and the grid, the dose falls considerably and hits the fluorescent plate, and the converted fluorescence is imaged with a CCD solid-state imaging device.
  • the X-ray dose is within a range of 170 ⁇ Gy (micro gray) ⁇ 20 ⁇ Gy (micro gray). Approximately 170 ⁇ Gy (micro gray) will be irradiated to the patient.
  • the maximum value of the dose after passing through the patient or the grid is about 50 ⁇ Gy (micro gray) from the experimental results. Therefore, the X-ray dose taken by the CCD solid-state imaging device is detected to form an image by detecting a range of 0 to 50 ⁇ Gy (micro gray).
  • the X-rays are received in the form of fluorescence converted by a fluorescent screen.
  • the dynamic range of the solid-state image sensor is narrower than the dynamic range of the fluorescent screen, the performance of the fluorescent screen can be fully utilized.
  • the solid-state imaging device having a narrow response range is subjected to fluorescence accumulation and readout multiple times with different accumulation times.
  • an image can be obtained even when the pixel is saturated with a dose exceeding the response range, or when the pixel does not respond with a dose below the response range.
  • the main controller 26 controls the timing at which the CCD controller 22 outputs data from the CCD image sensors 1 to 12 to the A / D converter 23 and the timing at which data from the A / D converter 23 is output to the memory 24.
  • a timing control unit controls the CCD controller 22 to perform signal accumulation and readout of the signal charges with different accumulation times at each photodiode PD in the CCD image sensors 1 to 12 at one photographing opportunity. Control is performed so that the output signal charges are synthesized by an external signal processing circuit (memory 24 in this case).
  • the computing unit 27 performs image processing by appropriately calculating the image data from the memory 24 (frame memory) so as to make the image easy to see. In the case where the image is not synthesized in the memory 24, it is also possible to perform image synthesis processing by performing arithmetic processing using the calculator 27.
  • the personal computer 28 receives the data stored in the memory 24 and can display an X-ray image of the subject on the display screen.
  • the signal charges are read out from the respective photodiodes PD of the CCD image sensors 1 to 12 to the charge transfer means a plurality of times in one photographing opportunity, and the signal charges read out a plurality of times are added.
  • the signal charges read out a plurality of times are added.
  • FIG. 2 is a schematic diagram for explaining a planar configuration example of the CCD image sensor 1 of FIG.
  • a plurality of photodiodes PD are arranged in a two-dimensional matrix in the matrix direction, and a predetermined vertical charge transfer path 102 (VCCD) is connected from the plurality of photodiodes PD. ), And the signal charges are transferred in the vertical direction by a predetermined vertical charge transfer path 102.
  • VCCD vertical charge transfer path 102
  • the signal charges from the plurality of vertical charge transfer paths 102 are respectively transferred to the horizontal charge transfer paths 103, and the signal charges received from the vertical charge transfer paths 102 are transferred in the horizontal direction by the horizontal charge transfer paths 103.
  • a signal detection unit 104 is provided at the charge transfer end portion of the horizontal charge transfer path 103. The signal detection unit 104 sequentially receives each signal charge transferred from the horizontal charge transfer path 103, and each of the signal charges. A voltage corresponding to the amount of signal charge is amplified and output as an imaging signal.
  • FIG. 3 (a) is an enlarged view of the plane portion P including the photodiode PD of FIG. 2, and FIG. 3 (b) is a longitudinal sectional view taken along line AB of FIG. 3 (a).
  • the charge transfer means of this embodiment reads the signal charge generated by the photodiode PD and transfers the charge in the vertical direction through the vertical charge transfer path (VCCD).
  • the signal charge generated in the photodiode 101 in the odd-numbered lines are charges transferred to the charge transfer regions beneath the transfer electrodes V 1, also in the photodiodes 101a of the even lines in the plan view the lower side of the photodiode 101 in the odd-numbered lines generated signal charges are charges transferred to the charge transfer regions beneath the transfer electrodes V 3.
  • each of the four transfer electrodes V 1 to V 4 constituting the vertical charge transfer path 102 is set as a set, and each of the transfer electrodes V 1 to V 4 is connected to the CCD controller 22 as a charge transfer drive unit 4 to 4.
  • the phase vertical transfer clocks ⁇ V1 to ⁇ V4 are supplied to drive charge transfer.
  • the transfer electrode V 1 also serves as a transfer gate TG for reading the signal charge accumulated in the photodiode 101 to the vertical charge transfer path 102.
  • the transfer electrode V 3 also serves the transfer gate TG for reading out the signal charge accumulated in the photodiode 101a to the vertical charge transfer path 102.
  • the vertical charge transfer path 102 (VCCD) of this embodiment is provided with a P-type well 106 on the surface side of an N-type silicon substrate 105.
  • An N-type region 107 constituting the photodiode 101 is provided on the surface side of the P-type well 106.
  • a surface P + type diffusion layer 108 for reducing dark current is provided on the surface side.
  • a transfer gate is formed on the N-type diffusion layer 109 constituting the vertical charge transfer path 102 and on the P-type region of the P-type well 106 between the N-type diffusion layer 109 and the N-type region 107 via the insulating film 110.
  • An electrode 111 is formed.
  • transfer electrode V 1 transfer electrode
  • a channel is formed in the P-type region of the P-type well 106 under the transfer gate electrode 111, and the signal charge accumulated in the photodiode 101 is changed. Data is read out to the N-type diffusion layer 109 of the vertical charge transfer path 102.
  • a light shielding film 112 is formed of aluminum material or the like on the vertical transfer electrodes including the transfer gate electrode 111 and the horizontal transfer electrodes.
  • VOD vertical overflow drain
  • FIG. 4 is a timing chart of each signal for explaining the wide dynamic range mode of the frame accumulation method by the X-ray source emitting twice in the radiographic imaging system 20 of FIG.
  • pulses standing on the low level side control charge transfer of the VCCD.
  • a pulse for each charge transfer pulses T of the trigger-like standing on Haiberu side of the vertical transfer clock phi V1 and phi V3 is a pulse for charge transfer to the VCCD from the photodiode PD.
  • PD odd lines are charge transfer connected to the transfer electrodes V 1
  • PD of the even lines are charge transfer connected to the transfer electrode V 3.
  • the long period indicated by the upper arrow is the PD length exposure time T1 for odd lines
  • the long period indicated by the lower arrow is the PD length exposure time T2 for even lines.
  • the position where the charge transfer pulse T should stand is surrounded by a dotted line.
  • the charge transfer pulse T does not stand for two periods (twice), and therefore the charge transfer pulse T is not transferred from the photodiode PD to the VCCD.
  • the short period indicated by the upper arrow thereafter is the PD short exposure time T11 for odd lines
  • the short period indicated by the lower arrow is the PD short exposure time T12 for even lines.
  • the odd-line PD short exposure time T21 indicated by the upper arrow and the even-number PD short exposure time T22 indicated by the lower arrow are irradiated with X-rays from the X-ray generator 25 of the X-ray source. There is no black level period. X-rays are emitted twice by the X-ray generator 25 of the X-ray source in the long irradiation period L1 and the short irradiation period L2 with low intensity (X dose that does not adversely affect the living body).
  • OS means an output signal (output signal).
  • FIG. 5 is a timing chart of each signal for explaining a case where the electronic shutter is used in the wide dynamic range mode of the frame accumulation method by single emission of the X-ray source in the radiographic imaging system 20 of FIG.
  • the X-ray generator 25 of the X-ray source emits light twice in the long irradiation period L1 and the short irradiation period L2 with low intensity (X dose that does not adversely affect the living body).
  • the X-ray generator 25 of the X-ray source emits light once in the irradiation period L (long irradiation period L1 + short irradiation period L2) of low intensity (X dose that does not adversely affect the living body).
  • the output of the rise signal (electronic shutter timing signal S) in the overflow drain signal ⁇ OFD resets the accumulation of signal charges of the photodiode PD due to the fluorescence from the scintillator 21 by the X-ray, and the X-ray irradiation period L
  • it can be divided into a PD long exposure time T1 and a PD short exposure time T12, as well as a PD long exposure time T2 and a PD short exposure time T12.
  • the X-ray source remains at the high level, and when the OFD (overflow drain) rising signal (electronic shutter timing signal S) is raised, the CCD potential is reset. It becomes a time signal. Thereby, the irradiation of the X-ray source can be divided into two times.
  • the X-ray generator 25 resets the potentials of the CCD image sensors 1 to 12 as the imaging means at the timing when the overflow drain signal ⁇ OFD is set as the electronic shutter timing (electronic shutter timing signal S) in the radiation irradiation state. Therefore, the long exposure time is set before the timing when the overflow drain signal ⁇ OFD is set, and the short exposure time is set after the timing when the overflow drain signal ⁇ OFD is set.
  • the overflow drain voltage can be changed between the long exposure time and the short exposure time. As a result, more signal charges can be accumulated. Usually, the overflow drain voltage is fixed.
  • the irradiation time of the low-intensity X-ray is changed twice or once, and exposure is performed with the photodiode PD corresponding to each irradiation, or exposure is performed at the shutter timing and output as an imaging signal.
  • an image with a wide dynamic range can be obtained. That is, for a part that is easy to absorb X-rays in a living body, a clear and shaded image cannot be obtained unless X-rays are irradiated for a long time, and for a part that does not absorb X-rays in a living body, A clear and shaded image can be obtained by short-time irradiation.
  • a part of a living body that does not absorb X-rays is irradiated with X-rays for a long time, the image is crushed black. Therefore, by combining a bright place by X-ray irradiation for a short time and a dark place by X-ray irradiation for a long time, a clear image can be obtained in both bright and dark places.
  • the object of the image in this case can be applied not only to a still image but also to a moving image.
  • the CCD controller 22 reads out the imaging signals from the CCD image sensors 1 to 12 so that the long exposure time and the short exposure time are different from each other when the X-ray generator 25 emits a fixed dose of radiation.
  • the main controller 26 uses the timing to synthesize the image data of the imaging signals that are sequentially read out twice, and the image is synthesized in the memory 24, so that it can be applied to a subject such as a human body or other objects.
  • the long-time irradiation of X-rays and the readout thereof are performed first.
  • the present invention is not limited to this. You may go first.
  • the frame accumulation driving is described in which signal readout from the photodiode PD (pixel) is read by dividing into odd lines and even lines.
  • the photodiode PD (pixel) is described.
  • the signal readout from () may be carried out by field accumulation driving in which the pixel data of the odd line pixels and the even line pixels are read together.
  • exposure including significant information may be frame accumulation driving, and other exposure may be field accumulation driving.
  • This driving method makes it possible to increase the signal reading speed and perform signal reading in three-fourths of the time.
  • a high dynamic range can be obtained by combining long-time exposure and short-time exposure, but not limited to this, long-time exposure, medium-time exposure, and short-time exposure By combining these, a high dynamic range can be obtained even if signal readout is performed three times. A high dynamic range can be obtained even if the exposure time is performed a plurality of times and the signal is read out a plurality of times.
  • the imaging area is the same part, but for example, the long-exposure is about to show the lungs, and the medium-time exposure and the short-time exposures are about to show the bones.
  • long exposure can be 10 seconds
  • medium exposure or short exposure can be 1 second, and so on.
  • the long-time exposure is 50 msec or more and 500 msec or less
  • the medium-time exposure or short-time exposure is 50 msec or less.
  • the short exposure time is set to 1/10 or less of the long exposure time. If it is longer than 1 second, the movement of the moving object will be blurred, which is not realistic.
  • the CCD image sensor as the imaging means is divided into a plurality of divided regions (here, twelve CCD image sensors 1 to 12), and each of the plurality of divided regions is two-dimensionally formed.
  • a plurality of photodiodes PD arranged and photoelectrically converted, a charge transfer means for reading out signal charges photoelectrically converted by the photodiode PD and transferring the charges in a predetermined direction, and a signal conversion of the signal charges transferred by the charge transfer means
  • output means for amplifying the voltage-converted voltage and outputting an imaging signal.
  • the imaging means is not limited to a plurality of divided regions, and may be a single region.
  • the imaging unit may be a two-dimensional array of photodiodes PD that performs photoelectric conversion, and the photodiodes PD.
  • Charge transfer means for reading out the photoelectrically converted signal charge and transferring the charge in a predetermined direction, and converting the voltage of the signal charge transferred by the charge transfer means and amplifying the voltage converted voltage to output an imaging signal Even if it has the output means to do, the present invention can be constituted.
  • the CCD image sensor is described as the imaging unit.
  • the present invention is not limited to this, and a CMOS image sensor (CMOS individual imaging device) may be used as the imaging unit.
  • a CMOS image sensor as an imaging means has a photodiode PD as a photoelectric conversion part formed as a surface layer of its semiconductor substrate.
  • a charge transfer portion of a charge transfer transistor (charge transfer means) for transferring signal charges to the floating diffusion portion FD is provided adjacent to the photodiode PD.
  • a gate electrode as an extraction electrode is provided via a gate insulating film.
  • the signal charge transferred to the floating diffusion portion FD is converted into a voltage for each photodiode PD, amplified according to the converted voltage, and read out as an imaging signal for each pixel portion. Yes.
  • this CMOS image sensor is also divided into a plurality of divided regions (for example, 12 CMOS image sensors) as in the case of the CCD image sensor, and each of them is arranged in a two-dimensional form and photoelectrically converted.
  • a plurality of photodiodes PD, a charge transfer means for transferring the signal charges photoelectrically converted by the photodiode PD to the floating diffusion portion FD in a predetermined direction, and the signal charges transferred to the floating diffusion portion FD are converted into voltages.
  • a signal readout circuit may be provided that is amplified according to the converted voltage and read out as an imaging signal for each pixel unit.
  • the image pickup means is arranged in a two-dimensional manner, and a plurality of photodiodes PD for photoelectric conversion, and signal charges photoelectrically converted by the photodiode PD.
  • Charge transfer means for reading out and transferring charges in a predetermined direction (floating diffusion portion FD in the case of a CMOS image sensor), and signal conversion of the signal charges transferred by the charge transfer means, and amplifying the voltage converted voltage for imaging Output means (signal readout circuit in the case of a CMOS image sensor) that can output a signal.
  • the present invention is different from reading imaging signals from imaging means with respect to irradiation of a fixed dose of radiation by radiation generating means. Multiple times of exposure time is used, and image data based on image signals read out multiple times are combined, so there is no need to irradiate the subject (human body) with strong radiation, and a response with a wide dynamic range can be obtained. it can.

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Abstract

被写体（人体）に強い放射線を照射する必要がなく、広いダイナミックレンジの応答を得る。ＣＣＤコントローラ２２により、ＣＣＤイメージセンサ１～１２からの撮像信号の読出しを、Ｘ線発生器２５による一定線量の放射線照射に対して異なる長露光時間と短露光時間との２回行い、２回、順次読み出された撮像信号による各画像データを、メインコントローラ２６がタイミングを取ってメモリ２４に画像合成させているため、人体やその以外の物体などの被写体に対して悪影響が生じない程度の弱い放射線量で、従来のように被写体に強い放射線を照射する必要がない。

Description

放射線画像撮影システム
　本発明は、例えばＸ線マンモグラフィや胸部および四肢骨などの撮影に用いられるＸ線画像撮影システムなどの放射線画像撮影システムに関する。
　医療診断用のＸ線画像撮影に用いられる従来のＸ線画像撮影システムとしては、写真フィルムを蛍光増感紙に密着させて、Ｘ線画像を露光し、自動現像機で現像、定着、水洗、乾燥させる撮影システムが一般的に使われてきた。しかしながら、近年、現像処理が不要になるなど取り扱いが簡便なことや、データのデジタル化でファイリングが容易という観点から、フィルムの代わりに、イメージングプレート（ＩＰ）を使うコンピューテッドラジオグラフィー（ＣＲ）に置き換わりつつある。
　ところが、このイメージングプレート（ＩＰ）方式のＸ線撮影装置では、Ｘ線撮影後に、デジタル画像を得るために、スキャナ装置などによる画像読込み走査が必要になるため、画像が得られるまでに数分の時間を要することや、データ消去に専用のイレーサーが必要となるなど、簡便さに課題があった。
　このため、最近では、Ｘ線像を直接または間接的に画像入力装置に入力し、映像信号を得るデジタルラジオグラフィー（ＤＲ）への移行が始まろうとしている。
　このデジタルラジオグラフィーの一例として、Ｘ線による画像をシンチレータによって可視光像に変換し、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）を用いた平板Ｘ線検出装置（ＦＰＤ）で観察を行うシステムがある。このシステムは、コンピューテッドラジオグラフィー（ＣＲ）よりも装置が小型化し、画質が優れているという特徴がある。しかし、大面積のＴＦＴパネルを用いることから価格が高くなることや、ＴＦＴの画素サイズが大きいことから、分解能が３～４ｌｐ／ｍｍ程度と低くなるという欠点がある。
　また、別のデジタルラジオグラフィー（ＤＲ）の一例として、特許文献１に示されたように、シンチレータと複数個のＣＣＤとを組み合わせて用いる方法が知られている。このシンチレータと複数個のＣＣＤを用いる方式の場合、安価なＣＣＤを用いるコスト面での優位性と光学系の倍率を選ぶことにより、分解能を自由に設定できるという特徴がある。しかしながら、デジタルラジオグラフィー（ＤＲ）のＤＲシステムの主要な性能要因であるダイナミックレンジに問題が生じる。
　前述したシンチレータと複数個のＣＣＤとを組み合わせた従来の放射線画像撮像装置における放射線画像検出器がエリアセンサを４個用いる場合の有効画像面積率について図６を参照して説明する。
　図６は、特許文献１に開示されている従来の放射線画像撮影装置における放射線画像検出器を構成するエリアセンサの有効画像面積率を説明するための模式図である。
　図６に示すように、従来の放射線画像検出器２００では、撮像信号を得るためのエリアセンサ２０１の上に、透過Ｘ線量に応じて発光するＸ線シンチレータ２０２が配設されている。撮像面が広い場合に、撮像面が複数面に分けられている。ここでは、放射線画像検出器２００が４個のエリアセンサ２０１を使用する場合は、Ｘ線シンチレータ２０２も同様に４分割される。このＸ線シンチレータ２０２上で４分割された個々の領域を分割画像領域２０２ａと呼んでいる。また、個々の分割画像領域２０２ａはレンズ２０３を介して集光されて、それぞれ対応するエリアセンサ２０１上に画像を結ぶ。レンズ２０３は複数配置されてレンズアレイ２０３ａを構成している。
　この一つの分割画像領域２０２aが対応するエリアセンサ２０１上に撮像された領域を有効画像領域２０１aと呼んでいる。また、エリアセンサ２０１の感度を有する領域を有感画像領域２０１ｂと呼んでいる。
　ここでは、有効画像領域２０１ａが有感画像領域２０１ｂよりも小さく映し込まれており、周囲に余裕を持たせている（周辺を利用しない画素を設ける）。この有効画像領域２０１ａの有感画像領域２０１ｂに対する割合（有効画像領域２０１ａ／有感画像領域２０１ｂ）を有効画像面積率と呼んでいる。また、４つの分割画像領域２０２ａ（即ち、Ｘ線シンチレータ２０２全体）から作成された全面積の画像データを全画像データと呼んでいる。
　一般に、デジタルラジオグラフィー（ＤＲ）のＤＲシステムに使用されている螢光体(シンチレータ)は、高感度撮影時に人体を透過してくる極微弱なＸ線量（１０－３ｍＲ）から、低感度撮影時の大線量（１０３　ｍＲ）までの１０６に亘る広いＸ線量の変化に対応して、本質的に直線性のよい応答（発光）を示す。
　このため、この広いダイナミックレンジを得るために、次の光電変換プロセスがどのように応答するかがシステムの鍵をにぎる。
　前者の薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）を用いた平板Ｘ線検出装置（ＦＰＤ）では、画素サイズが大きいことから、比較的広いダイナミックレンジを有するが、ＣＣＤのフォトダイォード（ＰＤ）のダイナミックレンジは１０３以下であり、螢光体（シンチレータ）の発光特性を十分にカバーすることができない。また、特許文献１に開示されている従来の放射線画像撮影装置では、通常のＣＣＤの駆動法であるため、広ダイナミックレンジの画像を得ることができない。
　この問題を解決する手段としては、特許文献２に開示されているように被写体に照射する強弱と放射線量を変えて撮像した複数の画像信号を合成して一枚の画像にする透視装置が提案されている。
　特許文献２では、複数のＸ線エネルギーレベル（強弱などＸ線の照射量を変化）を被写体に照射して、飽和して見えなかったり影が潰れたりすることなく、広いダイナミックレンジの濃淡のよりはっきりした画像を得ることができる。
特開２０００－２３５７０９号公報 特開平０３－３８９７９号公報
　上記特許文献２に開示されている従来の透視装置では、広いダイナミックレンジの濃淡のよりはっきりした画像を得ることができるというものの、被写体に照射する放射線量を強い放射線量と弱い放射線量とに変える必要があり、被写体（人体）に強い放射線を照射する必要があるという問題があった。例えばＸ線医療診断装置などでは、人体への悪影響を考えると、強い放射線を人体に照射するのは好ましくないし、物体を観察するような場合などでも、強い放射線照射により試料自体の状態が変化してしまう虞もある。なお、上記特許文献２のようにラインセンサで取り込む線状の領域内では、強い放射線量と弱い放射線量の処理のいずれかで広いダイナミックレンジが必要な場合には対応することができない。
　本発明は、上記従来の問題を解決するもので、被写体（人体）に強い放射線を照射する必要がなく、より広いダイナミックレンジの応答を得ることができる放射線画像撮影システムを提供することを目的とする。
　本発明の放射線画像撮影システムは、放射線を発生させて被写体に照射する放射線発生手段と、該被写体からの放射線を光に変換するシンチレータ手段と、該シンチレータ手段からの光を光電変換して該被写体の画像として撮像する撮像手段と、該撮像手段からの撮像信号の読出しを、該放射線発生手段による一定線量の放射線照射に対して異なる露光時間で複数回行い、複数回読み出された撮像信号による各画像データを画像合成制御する制御手段とを有するものであり、そのことにより上記目的が達成される。
　また、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおける撮像手段は、前記制御手段により制御されて長時間露光と短時間露光との少なくとも２回の露光が行われて、該撮像手段からの撮像信号の読出しが該長時間露光と該短時間露光に対応して少なくとも２回行われる。
　さらに、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおける長時間露光は５０ｍｓｅｃ以上５００ｍｓｅｃ以下の期間であり、前記短時間露光は１０ｍｓｅｃ以上５０ｍｓｅｃ以下の期間である。
　さらに、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおいて、前記撮像手段から読み出された撮像信号をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換手段と、該Ａ／Ｄ変換手段からの画像信号を一時保持する記憶手段とを有する。
　さらに、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおける記憶手段は、少なくとも、前記撮像手段の長時間露光による画像信号と、前記短時間露光による画像信号とを合成する。
　さらに、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおける放射線発生手段は、前記被写体に対して悪影響が生じない程度の弱い放射線量で放射線を照射する。
　さらに、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおける放射線量は、１７０μＧｙ（マイクログレイ）±２０μＧｙ（マイクログレイ）の範囲内である。
　さらに、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおける撮像手段は、二次元状に配列され、光電変換する複数のフォトダイオードと、該フォトダイオードで光電変換された信号電荷を読み出して所定方向に電荷転送する電荷転送手段と、該電荷転送手段により電荷転送された信号電荷を電圧変換し、電圧変換された電圧を増幅して撮像信号を出力可能とする出力手段とを有する。
　さらに、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおける撮像手段は、複数の分割領域に分割されており、該複数の分割領域がそれぞれ、二次元状に配列され、光電変換する複数のフォトダイオードと、該フォトダイオードで光電変換された信号電荷を読み出して所定方向に電荷転送する電荷転送手段と、該電荷転送手段により電荷転送された信号電荷を電圧変換し、電圧変換された電圧を増幅して撮像信号を出力可能とする出力手段とを有する。
　さらに、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおける制御手段は、少なくとも前記撮像手段の長時間露光による撮像信号と短時間露光による撮像信号とを信号出力制御する。
　さらに、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおける放射線発生手段が放射線照射状態で、電子シャッタのタイミングとして、オーバーフロードレイン信号が立っているタイミングにより、前記撮像手段の電位リセットがかかり、該オーバーフロードレイン信号が立っているタイミング以前を長露光時間および短露光時間の一方とし、該オーバーフロードレイン信号が立っているタイミング以後を長露光時間および短露光時間の他方とする。
　さらに、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおけるオーバーフロードレイン電圧を前記長露光時間と前記短露光時間で同一または変えている。
　さらに、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおける撮像手段は、前記シンチレータ手段と対向して２次元状に配置された固体撮像アレイから構成されている。
　さらに、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおけるシンチレータ手段に増幅器としてのイメージインテンシファイヤを設けている。
　さらに、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおける放射線は、Ｘ線、電子線、紫外線および赤外線のうちのいずれかである。
　さらに、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおいて、前記フォトダイオードからの信号読み出しを奇数ラインと偶数ラインに分けて読み出すフレーム蓄積駆動と、該フォトダイオードからの信号読み出しを奇数ラインと偶数ラインのデータを合算して読み出すフィールド蓄積駆動との少なくともいずれかが用いられている。
　さらに、好ましくは、本発明の放射線画像撮影システムにおいて、前記フォトダイオードからの信号読み出しを複数回行う際に、有意な情報を含んでいる露光を前記フレーム蓄積駆動とし、それ以外の露光を前記フィールド蓄積駆動とする。
　上記構成により、以下、本発明の作用について説明する。
　本発明においては、撮像手段からの撮像信号の読出しを、放射線発生手段による一定線量の放射線照射に対して異なる露光時間で複数回行い、複数回読み出された撮像信号による各画像データを画像合成させている。
　これによって、人体やその以外の物体などの被写体に強い放射線を照射する必要がなく、かつより広いダイナミックレンジの応答が得られる。
　以上により、本発明によれば、撮像手段からの撮像信号の読出しを、放射線発生手段による一定線量の放射線照射に対して異なる露光時間で複数回行い、複数回読み出された撮像信号による各画像データを画像合成させているため、人体やその以外の物体などの被写体に対して悪影響が生じない程度の弱い放射線量で、従来のように人体やその以外の物体などの被写体に強い放射線を照射する必要がなく、かつより広いダイナミックレンジの応答を得ることができる。
本発明の実施形態におけるＸ線画像撮影システムの要部構成例を示すブロック図である。 図１のＣＣＤイメージセンサ１の平面構成例を説明するための模式図である。 （ａ）は、図２のフォトダイオードＰＤを含む平面部分Ｐの拡大図であり、（ｂ）は、（ａ）のＡ－Ｂ線の縦断面図である。 図１の放射線画像撮影システム２０において、Ｘ線源の２回発光によるフレーム蓄積方式の広ダイナミックレンジモードについて説明するための各信号のタイミングチャートである。 図１の放射線画像撮影システム２０において、Ｘ線源の２回発光によるフレーム蓄積方式の広ダイナミックレンジモードで電子シャッタを利用した場合について説明するための各信号のタイミングチャートである。 特許文献１に開示されている従来の放射線画像撮影装置における放射線画像検出器を構成するエリアセンサの有効画像面積率を説明するための模式図である。
２０　Ｘ線画像撮影装置
１～１２　ＣＣＤイメージセンサ
２１　シンチレータ
２２　ＣＣＤコントローラ
２３　Ａ／Ｄコンバータ
２４　メモリ
２５　Ｘ線発生器
２６　メインコントローラ
２７　演算機
２８　パーソナルコンピュータ
φＶ１～φＶ４　垂直転送クロック
Ｔ　電荷転送パルス
ＶＣＣＤ　垂直電荷転送部
ＰＤ　フォトダイオード
１０１　奇数ラインのフォトダイオード
１０１ａ　偶数ラインのフォトダイオード
Ｔ１　奇数ラインのＰＤ長露光時間
Ｔ２　偶数ラインのＰＤ長露光時間
Ｔ１１　奇数ラインのＰＤ短露光時間
Ｔ１２　偶数ラインのＰＤ短露光時間
Ｔ２１　ブラックレベルでの奇数ラインのＰＤ短露光時間
Ｔ２２　ブラックレベルでの偶数ラインのＰＤ短露光時間
Ｌ　低強度のＸ線の照射期間
Ｌ１　低強度のＸ線の長照射期間
Ｌ２　低強度のＸ線の短照射期間
ＯＳ　アウトプットシグナル（出力信号）
ＯＵＴ１、ＯＵＴ１１、ＯＵＴ２１　奇数ライン側信号出力
ＯＵＴ２、ＯＵＴ１２、ＯＵＴ２２　偶数ライン側信号出力
　以下に、本発明の放射線画像撮影システムの実施形態として、Ｘ線画像撮影システムに適用した場合について図面を参照しながら詳細に説明する。
　図１は、本発明の実施形態におけるＸ線画像撮影システムの要部構成例を示すブロック図である。
　図１において、本実施形態のＸ線画像撮影装置２０は、後述するシンチレータ２１からの蛍光などの可視光を光電変換して被写体の画像として撮像する撮像手段としてのＣＣＤイメージセンサ１～１２と、被写体からの放射線を光（ここでは蛍光）に変換するシンチレータ手段としてのシンチレータ２１と、ＣＣＤイメージセンサ１～１２からの撮像信号の読み出しを制御するＣＣＤコントローラ２２と、Ａ／Ｄ変換手段としてのＡ／Ｄコンバータ２３と、画像合成処理するための記憶手段としてのメモリ２４と、放射線（Ｘ線、電子線、紫外線および赤外線；ここではＸ線）を発生させて被写体に照射する放射線発生手段としてのＸ線発生器２５と、ＣＣＤコントローラ２２およびメモリ２４の動作タイミングを制御するメインコントローラ２６と、所定の画像処理を行う演算機２７と、画面表示するためのパーソナルコンピュータ２８とを有し、１２個のＣＣＤイメージセンサ１～１２を１ブロックとして分け、１２個のＣＣＤイメージセンサ１～１２毎に、ＣＣＤ駆動用のＣＣＤコントローラ２２とＡ／Ｄコンバータ２３とが一つずつ設けられている。
　これらのＣＣＤコントローラ２２およびメインコントローラ２６により制御手段が構成されており、制御手段は、ＣＣＤイメージセンサ１～１２からの撮像信号の読出しを、放射線発生手段による一定線量の放射線照射に対して異なる露光時間で複数回行い、複数回読み出された撮像信号による各画像データをメモリ２４を用いて画像合成させるようになっている。
　ＣＣＤイメージセンサ１～１２はそれぞれ、ＣＣＤ固体撮像素子であり、シンチレータ２１からの蛍光による画像光を光電変換して撮像する複数の受光部としての複数のフォトダイオードで構成されている。この場合、撮像手段は、複数の分割領域のＣＣＤイメージセンサ１～１２に分割されており、ＣＣＤイメージセンサ１～１２がそれぞれ、二次元状に配列され光電変換する複数のフォトダイオードＰＤと、フォトダイオードＰＤで光電変換された信号電荷を読み出して所定方向に電荷転送する電荷転送手段と、電荷転送手段により電荷転送された信号電荷を電圧変換し、電圧変換された電圧を増幅して撮像信号を出力可能とする出力手段とを有している。このＣＣＤ固体撮像素子としてのＣＣＤイメージセンサ１～１２で撮影するＸ線量の幅を０～５０μＧｙとし、長時間露光は、５０ｍｓｅｃ以上５００ｍｓｅｃ以下、短時間露光は長時間露光の１／１０以下の露光時間とする。
　シンチレータ２１は、Ｘ線などの放射線の受光センサであり、電離放射線に照射されたときに蛍光を放つ物質から作製されている。シンチレータ２１は、２次元状に配置された固体撮像アレイから構成されるＣＣＤイメージセンサ１～１２と対向して配置されている。なお、シンチレータ２１にイメージインテンシファイヤ（増幅器）を付加することもできる。
　ＣＣＤコントローラ２２は、ＣＣＤイメージセンサ１～１２に対して順次、信号電荷読み出しパルスを出力制御して、ＣＣＤイメージセンサ１～１２からのデータ（複数の撮像信号）を順次、Ａ／Ｄコンバータ２３に出力させるように信号読み出し制御を実施する。
 
　Ａ／Ｄコンバータ２３は、ＣＣＤイメージセンサ１～１２から順次読み出された撮像信号を画像データにＡ／Ｄ変換する。
　メモリ２４は、Ａ／Ｄコンバータ２３によりＡ／Ｄ変換された画像データ（複数の撮像信号）が一時保存される。メモリ２４は、長時間露光による画像信号と短時間露光による画像信号とを画像合成するために用いる。はじめに来た長時間露光による画像信号をメモリ２４（フレームメモリ）により記憶させておき、後から来た短時間露光による画像信号と、メモリ２４（フレームメモリ）に記憶した画像信号とを加算処理して画像合成することにより、濃淡の差が現れる。このように、潰れた画像上に濃淡のはっきりした画像が乗っかるので鮮明な画像となる。
　Ｘ線発生器２５は、放射線としてのＸ線を発生させて被写体や被測定物体に対して照射する。
　このときのＸ線の照射エネルギー（単位：ｍＲまたは線量）について詳細に説明する。
　Ｘ線量は、撮影部位や撮影距離などで変わる。胸部撮影では、「略１２０ｋＶ、３～５ｍＡｓ　ＳＩＤ（管球焦点と撮影対象との距離）：１８０ｃｍ、グリッドあり」で撮影する。強い放射線量を人体に照射するのは好ましくないし、物体を観察するような場合などでも、強い放射線照射により試料自体の状態が変化してしまうのは好ましくないため、人体や試料自体の状態に悪影響が生じない程度の弱いＸ線量である。
　患者やグリッドを透過後、線量は、かなり落ちて蛍光板に当たり、さらに変換された蛍光をＣＣＤ固体撮像素子で撮影することになるが、このとき、例えば、１２０ｋＶ５ｍＡｓ (管電流と撮影時間)を示すと、１２０ｋＶ １２５ｍＡ　４０ｍｓｅｃ（５ｍＡｓ＝１２５ｍＡ×０．０４ｓｅｃ) などとなる。このとき、Ｘ線量は、１７０μＧｙ（マイクログレイ）±２０μＧｙ（マイクログレイ）の範囲内である。略１７０μＧｙ（マイクログレイ）が患者に照射されることになる。患者やグリッドを透過した後の線量の最大値は、実験結果からＣＣＤ固体撮像素子の場合、５０μＧｙ（マイクログレイ）程度である。したがって、ＣＣＤ固体撮像素子で撮影するＸ線量の幅は０～５０μＧｙ（マイクログレイ）程度を検出して画像化することになる。
　ただし、これは蛍光板の性能にも依存するので、暗い蛍光板で有れば、さらなる線量が必要であるし、明るい場合はより低線量で撮影できる。
　固体撮像素子では、このＸ線を蛍光板で変換された蛍光の形で受光するわけであるが、蛍光板のダイナミックレンジに比べ固体撮像素子のダイナミックレンジが狭いため、蛍光板の性能を最大限に活用できるように、応答範囲の狭い固体撮像素子を蓄積時間の異なる複数回の蛍光蓄積と読み出しを行う。
　これにより、従来の固体撮像素子を用いたシステムでは、応答範囲を超えた線量で画素が飽和したり、応答範囲以下の線量で画素の応答がない場合でも、画像が得られることになる。
　メインコントローラ２６は、ＣＣＤコントローラ２２を制御してＣＣＤイメージセンサ１～１２からデータをＡ／Ｄコンバータ２３に出力させるタイミングと、Ａ／Ｄコンバータ２３からのデータをメモリ２４に出力するタイミングとを制御するタイミング制御部である。メインコントローラ２６はＣＣＤコントローラ２２を制御して、１度の撮影機会にＣＣＤイメージセンサ１～１２内の各フォトダイオードＰＤにおいて蓄積時間の異なる信号蓄積とその信号電荷の読出しを少なくとも２回行い、読み出された信号電荷を外部信号処理回路（ここではメモリ２４）によって合成するように制御する。
　演算機２７は、メモリ２４（フレームメモリ）からの画像データに対して画像を見易くするために適宜演算して画像処理する。なお、メモリ２４で画像合成しない場合は演算機２７により演算処理することにより画像合成処理することもできる。
　パーソナルコンピュータ２８は、メモリ２４に蓄積されたデータが入力されて表示画面上に被写体のＸ線画像を表示可能とする。
　このように、１度の撮影機会にＣＣＤイメージセンサ１～１２のそれぞれの各フォトダイオードＰＤから電荷転送手段への信号電荷の読出しを複数回行い、複数回読み出された信号電荷を加算することなく外部に読み出し、画像処理により画像合成することにより、高輝度な領域と低輝度な領域が濃淡混在するような被写体を撮像した場合であっても、これらが合成されて、従来のように画像つぶれが生じることなく、かつより広いダイナミックレンジの応答を得ることができる。
　ここで、ＣＣＤイメージセンサ１について更に詳細に説明する。
　図２は、図１のＣＣＤイメージセンサ１の平面構成例を説明するための模式図である。
　図２に示すように、本実施形態のＣＣＤイメージセンサ１は、複数のフォトダイオードＰＤが行列方向に２次元でマトリクス状に配列され、複数のフォトダイオードＰＤから所定の垂直電荷転送路１０２（ＶＣＣＤ）に信号電荷を読み出し、その信号電荷を所定の垂直電荷転送路１０２により垂直方向に電荷転送する。
　次に、複数の垂直電荷転送路１０２からの信号電荷をそれぞれ水平電荷転送路１０３に転送し、各垂直電荷転送路１０２から受け取った信号電荷を水平電荷転送路１０３により水平方向に電荷転送する。この水平電荷転送路１０３の電荷転送端部には信号検出部１０４が設けられており、この信号検出部１０４により、水平電荷転送路１０３から電荷転送された各信号電荷を順次受け取って、その各信号電荷の電荷量に応じた電圧を増幅して撮像信号として出力する。
　図３（ａ）は、図２のフォトダイオードＰＤを含む平面部分Ｐの拡大図であり、図３（ｂ）は、図３（ａ）のＡ－Ｂ線の縦断面図である。
　図３（ａ）に示すように、本実施形態の電荷転送手段は、フォトダイオードＰＤで発生した信号電荷を読み出して垂直電荷転送路（ＶＣＣＤ）により垂直方向に電荷転送する。例えば奇数ラインのフォトダイオード１０１で発生した信号電荷は転送電極Ｖ１下の電荷転送領域に電荷転送され、また、この奇数ラインのフォトダイオード１０１の平面視下側にある偶数ラインのフォトダイオード１０１ａで発生した信号電荷は、転送電極Ｖ３下の電荷転送領域に電荷転送される。垂直電荷転送路１０２（ＶＣＣＤ）を構成する例えば４枚の各転送電極Ｖ１～Ｖ４を一組とし、各転送電極Ｖ１～Ｖ４それぞれに、電荷転送駆動部としてのＣＣＤコントローラ２２から４相の垂直転送クロックφＶ１～φＶ４をそれぞれ供給して電荷転送駆動するように構成されている。
　この転送電極Ｖ１は、フォトダイオード１０１に蓄積された信号電荷を垂直電荷転送路１０２に読み出すための転送ゲートＴＧも兼ねている。また同様に、この転送電極Ｖ３は、フォトダイオード１０１ａに蓄積された信号電荷を垂直電荷転送路１０２に読み出すための転送ゲートＴＧも兼ねている。
　図３（ｂ）に示すように、本実施形態の垂直電荷転送路１０２（ＶＣＣＤ）は、Ｎ型シリコン基板１０５の表面側にＰ型ウェル１０６が設けられている。このＰ型ウェル１０６の表面側に、フォトダイオード１０１を構成するＮ型領域１０７が設けられている。更にその表面側には、暗電流を低減するための表面Ｐ＋型拡散層１０８が設けられている。
　一方、垂直電荷転送路１０２を構成するＮ型拡散層１０９上および、このＮ型拡散層１０９とＮ型領域１０７間のＰ型ウェル１０６のＰ型領域上に、絶縁膜１１０を介して転送ゲート電極１１１が形成されている。この転送ゲート電極１１１（転送電極Ｖ１）に正電位が印加されると、転送ゲート電極１１１下のＰ型ウェル１０６のＰ型領域にチャネルが形成され、フォトダイオード１０１に蓄積された信号電荷が垂直電荷転送路１０２のＮ型拡散層１０９に読み出される。
　上記転送ゲート電極１１１をはじめとする垂直転送電極や水平転送電極の上部には、アルミニウム材料などで遮光膜１１２が設けられている。
　また、Ｎ型シリコン基板１０５には、Ｐ型ウェル１０６に対して逆バイアスになるような電圧が印加されて、フォトダイオード１０１のポテンシャル井戸以上の過剰光入射時に発生する過剰な信号電荷をＮ型シリコン基板１０５側に掃き出すオーバーフロードレイン手段としての縦型オーバーフロードレイン（ＶＯＤ）構造を採用している。
　図４は、図１の放射線画像撮影システム２０において、Ｘ線源の２回発光によるフレーム蓄積方式の広ダイナミックレンジモードについて説明するための各信号のタイミングチャートである。
　図４において、ＣＣＤコントローラ２２からの垂直転送制御信号としての垂直転送クロックφＶ１～φＶ４のうち、ローレベル側に立っているパルス（下側に立ち上がっているパルス）はＶＣＣＤを電荷転送制御するためのパルスであり、垂直転送クロックφＶ１およびφＶ３のハイベル側に立っているトリガ状の各電荷転送パルスＴはフォトダイオードＰＤからＶＣＣＤに電荷転送させるためのパルスである。要するに、奇数ラインのＰＤは転送電極Ｖ１に繋がって電荷転送され、偶数ラインのＰＤは転送電極Ｖ３に繋がって電荷転送される。フォトダイオードＰＤの電荷蓄積状態として、上側の矢印で示す長期間が奇数ラインのＰＤ長露光時間Ｔ１であり、下側の矢印で示す長期間が偶数ラインのＰＤ長露光時間Ｔ２である。次に電荷転送パルスＴが立つべき位置に点線で囲っているが、２周期分（２回分）だけ電荷転送パルスＴが立っておらず、したがって、フォトダイオードＰＤからＶＣＣＤに電荷転送されずに長時間露光状態となっている。その後の上側の矢印で示す短期間が奇数ラインのＰＤ短露光時間Ｔ１１になり、下側の矢印で示す短期間が偶数ラインのＰＤ短露光時間Ｔ１２になっている。さらに、上側の矢印で示す奇数ラインのＰＤ短露光時間Ｔ２１と、下側の矢印で示す偶数ラインのＰＤ短露光時間Ｔ２２とは、Ｘ線源のＸ線発生器２５からＸ線が照射されていないブラックレベルでの期間である。Ｘ線は、Ｘ線源のＸ線発生器２５により低強度（生体に悪影響を与えない程度のＸ線量）の長照射期間Ｌ１と短照射期間Ｌ２との２回発光を行っている。ＯＳは、アウトプットシグナル（出力信号）の意味であり、低強度のＸ線の長時間照射Ｌ１の後にフォトダイオードＰＤから電荷転送されて奇数ライン側信号出力ＯＵＴ１と偶数ライン側信号出力ＯＵＴ２の順で撮像信号が出力される。さらに、低強度のＸ線の短時間照射Ｌ２の後にフォトダイオードＰＤから電荷転送されて奇数ライン側信号出力ＯＵＴ１１と偶数ライン側信号出力ＯＵＴ１２の順で撮像信号が出力される。その後の奇数ライン側信号出力ＯＵＴ２１と偶数ライン側信号出力ＯＵＴ２１はブラックレベルでの信号出力である。
　図５は、図１の放射線画像撮影システム２０において、Ｘ線源の１回発光によるフレーム蓄積方式の広ダイナミックレンジモードで電子シャッタを利用した場合について説明するための各信号のタイミングチャートである。
　図４の場合と図５の場合とが異なるのは、図５の場合は電子シャッタを利用している点である。図４では、Ｘ線源のＸ線発生器２５により低強度（生体に悪影響を与えない程度のＸ線量）の長照射期間Ｌ１と短照射期間Ｌ２との２回発光を行ったが、図５では、Ｘ線源のＸ線発生器２５により低強度（生体に悪影響を与えない程度のＸ線量）の照射期間Ｌ（長照射期間Ｌ１＋短照射期間Ｌ２）との１回発光を行っている。この場合、オーバーフロードレイン信号φＯＦＤにおける立ち上がり信号（電子シャッタのタイミング信号Ｓ）の出力によって、Ｘ線によるシンチレータ２１からの蛍光によるフォトダイオードＰＤの信号電荷の蓄積がリセットされて、Ｘ線の照射期間Ｌに対して、ＰＤ長露光時間Ｔ１とＰＤ短露光時間Ｔ１１に分けると共に、ＰＤ長露光時間Ｔ２とＰＤ短露光時間Ｔ１２に分けることができる。
　即ち、この場合は電子シャッタを用いている。Ｘ線源はハイレベルのままで、ＯＦＤ（オーバーフロードレイン）の立ち上がり信号（電子シャッタのタイミング信号Ｓ）が立っているところで、ＣＣＤの電位リセットがかかって、ここまでが長時間信号でその後が短時間信号となる。これによって、Ｘ線源の照射を二つの時間に分けることができる。
　Ｘ線発生器２５は、放射線照射状態で、電子シャッタのタイミングとして、オーバーフロードレイン信号φＯＦＤが立っているタイミング（電子シャッタのタイミング信号Ｓ）により、撮像手段としてのＣＣＤイメージセンサ１～１２の電位リセットがかかり、オーバーフロードレイン信号φＯＦＤが立っているタイミング以前を長露光時間とし、オーバーフロードレイン信号φＯＦＤが立っているタイミング以後を短露光時間としている。このオーバーフロードレイン電圧を長露光時間と短露光時間で変えていることもできる。これによって、より多くの信号電荷を蓄積できるようになる。なお、通常は、オーバーフロードレイン電圧は固定である。
　以上のように、低強度のＸ線の照射時間を変えて２回または１回照射し、それぞれの照射に対応してフォトダイオードＰＤで露光するかまたはシャッタタイミングによって露光して撮像信号として出力とすることにより、広いダイナミックレンジの画像を得ることができる。即ち、生体でＸ線を吸収しやすい部位については、Ｘ線が長時間照射しないと、鮮明な濃淡のある画像が得られないし、また、生体でＸ線を吸収しない部位については、Ｘ線の短時間照射で鮮明な濃淡のある画像が得られる。生体でＸ線を吸収しない部位に対して、Ｘ線を長時間照射すると画像が黒く潰れてしまう。したがって、Ｘ線の短時間照射による明るいところと、Ｘ線の長時間照射による暗いところが合成されることにより、明るいところも暗いところも鮮明な画像を得ることができる。この場合の画像の対象は、静止画だけではなく動画についても適用することができる。
　したがって、本実施形態によれば、ＣＣＤコントローラ２２により、ＣＣＤイメージセンサ１～１２からの撮像信号の読出しを、Ｘ線発生器２５による一定線量の放射線照射に対して異なる長露光時間と短露光時間との２回行い、２回、順次読み出された撮像信号による各画像データを、メインコントローラ２６がタイミングを取ってメモリ２４に画像合成させているため、人体やその以外の物体などの被写体に対して悪影響が生じない程度の弱い放射線量で、従来のように被写体に強い放射線を照射する必要がなく、かつより広いダイナミックレンジの応答を得ることができる。
　なお、本実施形態では、Ｘ線の長時間照射およびその読み出しを先に行ったが、これに限らず、Ｘ線の長時間照射およびその読み出しに比べてＸ線の短時間照射およびその読み出しを先に行ってもよい。
　また、本実施形態では、フォトダイオードＰＤ（画素）からの信号読み出しを奇数ラインと偶数ラインに分けて読み出すフレーム蓄積駆動について記述したが、これに加えてまたはこれとは別に、フォトダイオードＰＤ（画素）からの信号読み出しを奇数ライン画素と偶数ラインの画素データを合算して読み出すフィールド蓄積駆動で実施しても良い。
　また、複数回読み出す際に、有意な情報を含んでいる露光をフレーム蓄積駆動とし、それ以外の露光をフィールド蓄積駆動としても良い。
　この駆動方法により、信号読み出し速度を上げることが可能となって、４分の３の時間で信号読み出しを行うことができる。
　また、ＣＣＤ固体撮像素子を駆動させる際に、長時間露光と短時間露光とを組み合わせることにより、高ダイナミックレンジが得られるが、これに限らず、長時間露光と中時間露光と短時間露光とを組み合わせることにより、３回の信号読み出しを行っても高ダイナミックレンジが得られる。露光時間を複数回、信号読み出しを複数回行っても高ダイナミックレンジが得られる。
　長時間露光の際に映そうとしている部位と、中時間露光や短時間露光の際に映そうとしている部位についてその一例をについて説明する。
　撮像エリアとしては、同じ部位であるが、例えば長時間露光では肺を映そうとしており、中時間露光や短時間露光では骨などを映そうとしている。
　胸部撮影では、骨の部分と肺の部分でＸ線吸収率に差があり、そのＸ線吸収率の差により、ＣＣＤ固体撮像素子に対する光量が変化する。また、人体などの生体はそのまま透過するので、ハレーションとなる。吸収率の少ない部分、吸収率の大きい部分を精細に撮像しようとしても、現ＣＣＤ固体撮像素子では、ダイナミックレンジの狭さで良質の画像が得られないが、吸収率の高い部分は上記長時間露光画像を用い、吸収率の低い部分は上記中時間露光や短時間露光画像を利用し、これらを１枚の画像として重ね合わせて合成することにより、高ダイナミックレンジのより鮮明な画像を得ることができる。この場合、画像合成での補正方法も重要になってくる。
　さらに、長時間露光と中時間露光や短時間露光の時間の定義について説明する。
　例えば長時間露光は１０秒で、中時間露光や短時間露光は１秒などとすることができる。
　測定部位により変化するが、ここでは、長時間露光５０ｍｓｅｃ以上５００ｍｓｅｃ以下で、中時間露光や短時間露光５０ｍｓｅｃ以下とする。短時間露光時間は長時間露光時間の１／１０以下に設定している。１秒以上だと、動体の動きのブレが出てくるので、現実的ではない。
　なお、本実施形態では、撮像手段としてのＣＣＤイメージセンサが、複数の分割領域（ここでは１２個のＣＣＤイメージセンサ１～１２）に分割されており、複数の分割領域がそれぞれ、二次元状に配列され、光電変換する複数のフォトダイオードＰＤと、フォトダイオードＰＤで光電変換された信号電荷を読み出して所定方向に電荷転送する電荷転送手段と、電荷転送手段により電荷転送された信号電荷を電圧変換し、電圧変換された電圧を増幅して撮像信号を出力可能とする出力手段とを有している。これに限らず、撮像手段が、複数の分割領域に分割されておらず１個の領域であってもよく、二次元状に配列され、光電変換する複数のフォトダイオードＰＤと、フォトダイオードＰＤで光電変換された信号電荷を読み出して所定方向に電荷転送する電荷転送手段と、電荷転送手段により電荷転送された信号電荷を電圧変換し、電圧変換された電圧を増幅して撮像信号を出力可能とする出力手段とを有していても本発明を構成することができる。また、本実施形態では、撮像手段としてＣＣＤイメージセンサについて説明したが、これに限らず、撮像手段としてＣＭＯＳイメージセンサ（ＣＭＯＳ個体撮像素子）であってもよい。
　撮像手段としてのＣＭＯＳイメージセンサは、その半導体基板の表面層として、光電変換部としてのフォトダイオードＰＤが形成されている。フォトダイオードＰＤに隣接して、信号電荷をフローティングディヒュージョン部ＦＤに転送するための電荷転送トランジスタ（電荷転送手段）の電荷転送部が設けられている。この電荷転送部上には、ゲート絶縁膜を介して引き出し電極であるゲート電極が設けられている。さらに、このフォトダイオードＰＤ毎にフローティングディフュージョン部ＦＤに電荷転送された信号電荷が電圧変換され、この変換電圧に応じて増幅されて各画素部毎の撮像信号として読み出すための読出回路を有している。要するに、このＣＭＯＳイメージセンサにおいても、上記ＣＣＤイメージセンサの場合と同様に、複数の分割領域（例えば１２個のＣＭＯＳイメージセンサ）に分割されて、それぞれが、二次元状に配列され、光電変換する複数のフォトダイオードＰＤと、フォトダイオードＰＤで光電変換された信号電荷を所定方向のフローティングディヒュージョン部ＦＤに電荷転送する電荷転送手段と、このフローティングディフュージョン部ＦＤに電荷転送された信号電荷が電圧変換され、この変換電圧に応じて増幅されて各画素部毎の撮像信号として読み出すための信号読出回路とを有していてもよい。
　即ち、このＣＭＯＳイメージセンサの場合もＣＣＤイメージセンサの場合も同様に、撮像手段は、二次元状に配列され、光電変換する複数のフォトダイオードＰＤと、フォトダイオードＰＤで光電変換された信号電荷を読み出して所定方向（ＣＭＯＳイメージセンサの場合はフローティングディフュージョン部ＦＤ）に電荷転送する電荷転送手段と、電荷転送手段により電荷転送された信号電荷を電圧変換し、電圧変換された電圧を増幅して撮像信号を出力可能とする出力手段（ＣＭＯＳイメージセンサの場合は信号読出回路）とを有するものである。
　以上のように、本発明の好ましい実施形態を用いて本発明を例示してきたが、本発明は、この実施形態に限定して解釈されるべきものではない。本発明は、特許請求の範囲によってのみその範囲が解釈されるべきであることが理解される。当業者は、本発明の具体的な好ましい実施形態の記載から、本発明の記載および技術常識に基づいて等価な範囲を実施することができることが理解される。本明細書において引用した特許、特許出願および文献は、その内容自体が具体的に本明細書に記載されているのと同様にその内容が本明細書に対する参考として援用されるべきであることが理解される。
　本発明は、例えばＸ線マンモグラフィや胸部、四肢骨などの撮影に用いられる放射線画像撮影システムの分野において、撮像手段からの撮像信号の読出しを、放射線発生手段による一定線量の放射線照射に対して異なる露光時間で複数回行い、複数回読み出された撮像信号による各画像データを画像合成させているため、被写体（人体）に強い放射線を照射する必要がなく、広いダイナミックレンジの応答を得ることができる。

Claims (17)

  1. 　放射線を発生させて被写体に照射する放射線発生手段と、
    　該被写体からの放射線を光に変換するシンチレータ手段と、
    　該シンチレータ手段からの光を光電変換して該被写体の画像として撮像する撮像手段と、
    　該撮像手段からの撮像信号の読出しを、該放射線発生手段による一定線量の放射線照射に対して異なる露光時間で複数回行い、複数回読み出された撮像信号による各画像データを画像合成制御する制御手段とを有する放射線画像撮影システム。
  2. 　前記撮像手段は、前記制御手段により制御されて長時間露光と短時間露光との少なくとも２回の露光が行われて、該撮像手段からの撮像信号の読出しが該長時間露光と該短時間露光に対応して少なくとも２回行われる請求項１に記載の放射線画像撮影システム。
  3. 　前記長時間露光は５０ｍｓｅｃ以上５００ｍｓｅｃ以下の期間であり、前記短時間露光は前記長時間露光の１／１０以下の期間である請求項２に記載の放射線画像撮影システム。
  4. 　前記撮像手段から読み出された撮像信号をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換手段と、該Ａ／Ｄ変換手段からの画像信号を一時保持する記憶手段とを有する請求項１に記載の放射線画像撮影システム。
  5. 　前記記憶手段は、少なくとも、前記撮像手段の長時間露光による画像信号と、前記短時間露光による画像信号とを合成する請求項４に記載の放射線画像撮影システム。
  6. 　前記放射線発生手段は、前記被写体に対して悪影響が生じない程度の弱い放射線量で放射線を照射する請求項１に記載の放射線画像撮影システム。
  7. 　前記放射線量は、１７０μＧｙ（マイクログレイ）±２０μＧｙ（マイクログレイ）の範囲内である請求項６に記載の放射線画像撮影システム。
  8. 　前記撮像手段は、二次元状に配列され、光電変換する複数のフォトダイオードと、該フォトダイオードで光電変換された信号電荷を読み出して所定方向に電荷転送する電荷転送手段と、該電荷転送手段により電荷転送された信号電荷を電圧変換し、電圧変換された電圧を増幅して撮像信号を出力可能とする出力手段とを有する請求項１に記載の放射線画像撮影システム。
  9. 　前記撮像手段は、複数の分割領域に分割されており、該複数の分割領域がそれぞれ、
    　二次元状に配列され、光電変換する複数のフォトダイオードと、該フォトダイオードで光電変換された信号電荷を読み出して所定方向に電荷転送する電荷転送手段と、該電荷転送手段により電荷転送された信号電荷を電圧変換し、電圧変換された電圧を増幅して撮像信号を出力可能とする出力手段とを有する請求項１に記載の放射線画像撮影システム。
  10. 　前記制御手段は、少なくとも前記撮像手段の長時間露光による撮像信号と短時間露光による撮像信号とを信号出力制御する請求項１に記載の放射線画像撮影システム。
  11. 　前記放射線発生手段が放射線照射状態で、電子シャッタのタイミングとして、オーバーフロードレイン信号が立っているタイミングにより、前記撮像手段の電位リセットがかかり、該オーバーフロードレイン信号が立っているタイミング以前を長露光時間および短露光時間の一方とし、該オーバーフロードレイン信号が立っているタイミング以後を長露光時間および短露光時間の他方とする請求項１に記載の放射線画像撮影システム。
  12. 　オーバーフロードレイン電圧を前記長露光時間と前記短露光時間で同一または変えている請求項１１に記載の放射線画像撮影システム。
  13. 　前記撮像手段は、前記シンチレータ手段と対向して２次元状に配置された固体撮像アレイから構成されている請求項１に記載の放射線画像撮影システム。
  14. 　前記シンチレータ手段に増幅器としてのイメージインテンシファイヤを設けている請求項１に記載の放射線画像撮影システム。
  15. 　前記放射線は、Ｘ線、電子線、紫外線および赤外線のうちのいずれかである請求項１に記載の放射線画像撮影システム。
  16. 　前記フォトダイオードからの信号読み出しを奇数ラインと偶数ラインに分けて読み出すフレーム蓄積駆動と、該フォトダイオードからの信号読み出しを奇数ラインと偶数ラインのデータを合算して読み出すフィールド蓄積駆動との少なくともいずれかが用いられている請求項９に記載の放射線画像撮影システム。
  17. 　前記フォトダイオードからの信号読み出しを複数回行う際に、有意な情報を含んでいる露光を前記フレーム蓄積駆動とし、それ以外の露光を前記フィールド蓄積駆動とする請求項１６に記載の放射線画像撮影システム。
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