JPH09200625A - 目標物を撮像する際に使用する方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【課題】 ＣＣＤセンサの分解能と感度との間の相対的
な最適化を行うことのできる撮像方法及び装置を提供す
る。 【解決手段】 本方法は、電磁放射線の助けにより目標
物を撮像するもので、行及び列として短いピクセルとし
て配列された複数の写真撮像要素のマトリックス１０か
ら構成される固体撮像センサを備える。センサの放射線
応答性の撮像要素を、センサマトリックスの行及び／又
は列に沿って結合すなわちビンニングして、複数の撮像
要素のクラスタにすることに基づく制御スキームによっ
て構成される。クラスタの個々の撮像要素から得られる
像情報を表す電荷が、電荷の形態で直接結合すなわち加
算される（１３）。そのように形成された電気信号が、
更に処理を受け、撮像要素のビンニングが、各々の露光
の個々のニーズに従って外部制御の下で実行される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、電磁放射線の助け
により目標物を撮像するための方法に関し、この方法に
おいては、目標物から反射される又は該目標物を通って
伝達される放射線が、上記目標物から得た像情報を搬送
する電気的な出力信号を発生することのできる撮像セン
サシステムによって検知され、上記センサシステムは、
行及び列として短いピクセルとして配列された複数の写
真撮像要素から構成される固体撮像センサを備えてい
る。

【０００２】また、本発明は、目標物を撮像する際に使
用される装置に関し、この装置は、撮像すべき目標物を
電磁放射線で照射することのできるユニットを備えてお
り、本装置は更に、行及び列として配列された短いピク
セルの複数の写真撮像要素から成る固体撮像センサを含
むセンサシステムを備えており、本装置は更に、上記セ
ンサシステムから得た電気的な出力信号を調整及び／又
は記憶するための手段も備えている。

【０００３】従って、本発明は、電磁放射線による撮像
に広く関係する。本発明は、特に、ＣＣＤセンサシステ
ムを用いるデジタル撮像に関係する。

【０００４】本発明の方法及び装置は、特に、歯科用パ
ノラマ式放射線撮影装置、乳房Ｘ線撮影装置、あるい
は、一般的な蛍光透視撮影装置における医療用放射線撮
影装置に特に効果的に応用される。

【０００５】

【従来の技術】従来は、デジタル撮像は、医療用の放射
線撮影装置にも使用されており、そのような装置におい
ては、デジタル撮像は、放射線感受性の現像可能なフィ
ルムに基づく記録に比較して、否定できない利点をもた
らす。そのような利点は、デジタル式に記録され且つ保
存される像の観察、処理、保存、及び、持ち運びに関す
る利点であり、従って、そのような利点は、将来、健康
管理としてより一層強調されることになろう。また、病
院の施設は、一般的に、また、特に、放射線撮影された
像及び同様な情報の処理において、デジタル技術を益々
採用するであろう。デジタル撮像の別の利点は、再露光
の必要性が極めて少なく、また、患者が受ける放射線量
が低減するということを含み、その理由は、デジタル撮
像に使用される固体撮像センサは、段階的な密度を有す
るフィルムよりも感度が高いからである。従って、本発
明の広い目的は、進行中の開発に大きく貢献することで
ある。

【０００６】デジタル撮像を行うように設計された固体
撮像センサは、その基本的な構造によって、大きな放射
線応答性の領域として配列されるか、あるいは、１つの
列の直線的なセンサから成る最も簡単な形態で配列され
た、ピクセルと呼ばれる小さな撮像要素から構成された
平坦なデバイスである。光線、赤外線、又は、Ｘ線の如
き、撮像要素の活動領域で吸収される電磁放射線が、上
述の要素に電荷を発生させ、そのような電荷の大きさ
は、当該要素に吸収される放射線の強度（すなわち、衝
突する放射線の吸収された量子の電磁束密度及びエネル
ギ）に依存する。ここにおいて、電荷の大きさは、時間
の関数として増大し、これは、露光時間の間に、撮像要
素が、撮像要素の領域に当たる放射線によって誘起され
た電荷を積算することを意味し、従って、基本的には、
積分時間を変えることにより、撮像要素の出力信号の大
きさを制御する可能性がある。しかしながら、センサの
基本的な感度は、積分時間を変えても変化しないことに
注意する必要がある。

【０００７】デジタル撮像の技術において最も一般的な
センサのタイプは、フォトダイオードマトリックスのセ
ンサ、及び、ＣＣＤセンサである。本発明は、通常のダ
イオードマトリックスのセンサと組み合わせて使用する
ように効果的に応用することができないので、ＣＣＤセ
ンサの構造を以下に詳細に説明する。

【０００８】通常のＣＣＤセンサにおいては、電荷は、
電界による積分の間に、撮像要素の領域で一定に維持さ
れる。電荷は、撮像要素の中央に位置して電子のポテン
シャルウエルを形成するに適したポテンシャルに維持さ
れる導電体の助けにより、あるいは、最近の技術によれ
ば、撮像要素の周囲をドープすることにより形成される
静電場によって形成され、これにより、上記電界は、隣
接するピクセルの間のポテンシャル壁を上昇させる。ド
ーピングによって形成された電荷場を用いると、短いウ
エルのキャパシティにおける電荷処理能力が減少し、こ
れは、上記ピクセルが、実際のポテンシャルウエルのよ
うな大きな電荷を保持することができず、そのようなピ
クセルは、その電荷を迅速に隣接するピクセルに「オー
バーフロー」させることを意味する。しかしながら、そ
のような電荷場は、ある種の利点を有している。その理
由は、ポテンシャルウエルを形成するために必要な電圧
は、暗電流成分を発生し、これにより、実際に衝突する
像形成放射線によって発生したものではない電荷が、ピ
クセルウエルの中に漏洩するからである。実際的な大き
さの程度として、市販のセンサデバイスの「通常」のピ
クセルウエルの全ウエルキャパシティは、約７００，０
００電子すなわちエレクトロンであり、一方、「ドー
プ」されたピクセルウエルは、約４００，０００電子の
キャパシティしか有していない。これに関連して、「通
常」のピクセルウエルに入る暗電流成分は、約３０，０
００電子／秒であり、一方、「ドープ」されたピクセル
ウエルに入る暗電流成分は、約１００電子／秒である。
ピクセルウエルのドーピング技術が開発される前は、暗
電流成分の減少は、センサを約−４０°Ｃまで冷却する
ことにより行われ、そのような処理は、煩雑で且つ経費
がかかり、更に、冷凍及び他の問題を生ずる可能性があ
る。

【０００９】通常のＣＣＤセンサにおいては、像の読出
しは、電荷を伝達することによる積分時間の最後に起こ
り、そのような像の読出しは、クロック信号の制御の下
でピクセルウエルから、センサの光面の撮像ピクセルの
領域に集積され、これにより、ピクセルが直ちに次の像
コマを表す電荷の蓄積を開始するようにする。ＴＤＩ
（時間遅れと積分）として知られている従来技術におい
て、伝達された電化は隣接するピクセルに残される。Ｆ
Ｔ（コマ伝達：Ｆｒａｍｅ Ｔｒａｎｓｆｅｒ）法とし
て知られる別の従来技術の方法においては、電荷は、実
際の信号を読出すために、放射線マスクされたピクセル
の記憶領域に伝達される。ＣＣＤセンサによって記録さ
れた像情報の読出しの間に、ＴＤＩモードのセンサの像
領域、又は、ＦＴモードのセンサのマスクされた領域の
最外方のピクセル列の電荷が、最初に、マスクされたシ
リアルシフトレジスタに伝達される。上記シリアルシフ
トレジスタは、センサの幅方向の記憶ウエルの列を備え
ており、そのような記憶ウエルの中では、各々のピクセ
ル行の最外方のウエルから伝達された電荷が、互いに分
離された状態で保持され、そこから、上述の電荷は、一
連のクロック信号によってその制御の下で、一時に１つ
づつ、センサの出力ウェルに伝達される。上記出力ウェ
ルは、常に最初に空にされ、その後その中に、単一のピ
クセルの電荷が伝達される。その電荷の大きさは、当該
センサのピクセル電荷によって搬送される像要素の情報
を表す電圧信号として、センサの出力ラインに現れる。
ＣＣＤセンサを実際に形成する際には、上記出力信号の
電圧レベルは、−３μＶ／エレクトロン程度であり、こ
れは、５００，０００個のエレクトロンの電荷が、−
１．５Ｖのセンサ出力電圧を与えることを意味する。

【００１０】通常は、ＴＤＩ撮像技術を用いて、移動す
る目標物の撮像を実行し、最大の感度が、ＣＣＤセンサ
によって得ることができる。像からの運動散乱を除去す
るために、写真撮影技術で周知のような十分に短い露光
時間を用いる代わりに、ＴＤＩ撮像方法は、撮像されて
いる目標物がセンサを通過することを許容し、同時に、
センサの光面に形成された電荷モードの像が、目標物の
運動と同期して伝達される。これは、電荷モードの像
が、目標物を追跡しようとすることを意味する。従っ
て、撮像要素に形成された目標物の像情報は、長時間に
わたって蓄積され、これは、センサの感度が、容易に数
倍増大されることを意味する。例えば、目標物の運動方
向において１００ピクセルの長さを有するセンサを用い
る通常の撮像装置において、最大の分解能で目標物を撮
像するためには、露光時間は、センサ光面の目標物の像
が１つのピクセルの幅を超えて動かないように、十分に
短くする必要がある。これとは対照的に、通常のＴＤＩ
撮像方法においては、センサ光面の目標物の像は、上記
光面の全幅にわたって追従し、これは、代表的なケース
においては、１００ピクセルの全長にわたって像情報の
蓄積を許容し、これにより、センサの出力信号も、その
時間の間の目標物の速度が一定であれば、１００倍にな
る。従って、ＴＤＩモードの撮像技術を使用するための
１つの基本的な必須条件は、正に、目標物の瞬間的な速
度が既知であって、目標物を上手く追従することが可能
なことである。

【００１１】従来技術においては、ＣＣＤ像センサ及び
その制御電子要素は、その用途及び特定の使用に関し
て、常に別個に設計され最適化されていた。従って、そ
のような通常の像センサシステムは、いかに類似してい
ても、別の用途には向かなかった。新しいタイプのＣＣ
Ｄセンサの開発は、極めて経費がかかり且つ時間がかか
る。一般的に、新しいタイプのＣＣＤセンサの開発に
は、少なくとも１年あるいはそれ以上の時間を要し、ま
た、少なくとも１００万ＵＳドルの研究開発の予算が必
要である。これに応じて、そのような新しいＣＣＤセン
サ用の制御電子要素の開発は、ほぼ同じ時間を要し、そ
のようなシステムの研究開発の費用は、約２５０，００
０ＵＳドルにもなる。そのような事実を考えると、新し
いタイプのＣＣＤセンサの開発は、商業的な用途であ
り、開発コストの回収がある合理的な時間内である可能
性があるので、少量のＣＣＤセンサを使用する用途は、
合理的なコストを投資する制約の範囲内では、実際的に
履行不可能である。一方、合理的に大量の用途に関し
て、新しいＣＣＤセンサが引き続き開発されているが、
そのような計画においてさえ、ＣＣＤセンサに特有のコ
ストの割合は、通常の技術を用いた場合には、かなり高
くなる。

【００１２】通常の技術が、撮像すべき各々の目標物に
関して個々に最適化されたＣＣＤセンサ及びその制御電
子要素の変更を許容しないので、入手可能な機器及びそ
のＣＣＤセンサの技術的制約の範囲内で、撮像構造を実
施するのが一般的であった。通常の撮像装置において
は、ＣＣＤセンサ及びその制御電子要素は、最大分解能
又は感度に関して最適化するか、あるいは、分解能と感
度との間の妥協をおこなて、ほぼ満足すべき結果を得て
いる。しかしながら、各々の撮像すべき目標物に関して
最適なＣＣＤセンサの分解能及び感度の調節は、ケース
バイケースで十分な撮像分解能を確保すると同時に、患
者が受ける放射線量を極力少なくしなければならない医
療用の放射線撮影装置においては、極めて重要なことで
ある。

【００１３】ピクセルを結合又は「ビンニング」するこ
とにより、ＣＣＤセンサの撮像分解能を変更すること
は、当業界では周知であるが、そのような手法は、各々
の用途に関して単に一定のビンニング（結合）比で利用
されているだけであって、撮像分解能及び感度を個々の
目標物に関して最適の設定を行うように、ＣＣＤセンサ
のピクセルを自由に設計可能なビンニング比は、当業界
では応用されていない。

【００１４】通常は、撮像方法は、例えば、マトリック
スの隣接する記憶場所（メモリ位置）の内容を加算する
ことにより、センサからのデータをコンピュータのメモ
リの中でデジタルフォーマットで処理し、これにより、
最終的な結果は基本的に、上述の「ビンニング」の結果
と等価である。

【００１５】当該技術においては、歯科用パノラマ式放
射線撮影装置を頭蓋骨を撮像するための頭部撮影装置と
組み合わせることも認識されており、そのような複合装
置のデジタル的な実施例が、例えば、ヨーロッパ特許出
願Ｎｏ．０６３４６７１Ａ１に開示されている。

【００１６】本発明に関する当該技術の現状に関して
は、以下の代表的な特許及び特許出願の文献を参照され
たい。すなわち、米国特許第５，４２６，６８５号、米
国特許第５，２８９，５２０号、米国特許第４，１８
８，５３７号、米国特許第５，３６５，５６２号、及
び、米国特許５，２１６，２５０号である。

【００１７】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、撮像
技術、特に、ＣＣＤセンサ及びデジタル撮像が応用され
ている医療用の放射線撮影技術を改善して、上述の問題
を実質的に解決すると共にその欠点を解消することであ
る。

【００１８】本発明の特定の目的は、ＣＣＤセンサに基
づく撮像技術を改善し、これにより、従来技術よりも広
いダイナミックレンジを有するＣＣＤセンサを提供する
ことである。この目的は、像の分解能をＣＣＤセンサの
感度の増大と引き替えにすることが有利であるような用
途において、重要である。そのような用途は、患者に対
するＸ線の照射量を減少させることが極めて望ましく、
また同時に、露光時間を短くして、患者の動きによる生
ずる可能性のある像ぼけを減少させることが望ましい、
医療用の放射線撮影技術において特に見い出される。

【００１９】

【課題を解決するための手段】上述の目的及び後に説明
する目的を達成するために、本発明の第１の方法は基本
的に、次の特徴を有している。すなわち、上記撮像セン
サシステムは、該センサシステムに使用されるセンサの
放射線応答性の撮像要素を、センサマトリックスの行及
び／又は列に沿って結合すなわち「ビンニング」して、
複数の撮像要素のクラスタにすることに基づく、制御ス
キームによって構成され、上記クラスタの個々の撮像要
素から得られる像情報を表す電荷が、電荷の形態で直接
結合すなわち加算され、そのように形成された電気信号
が、更に処理を受け、上記撮像要素の上記ビンニングす
なわち加算作業が、各々の露光の個々のニーズに従って
ケースバイケースで外部制御の下で実行され、これによ
り、上記センサの分解能と感度との間の相対的な最適化
が行われる。

【００２０】本発明の第２の方法は基本的に、次の特徴
を有している。すなわち、この方法は、ＴＤＩモードの
撮像技術に応用され、これにより、撮像すべき目標物と
上記撮像センサとが、相対的に相互に運動するようにな
されており、ＣＣＤセンサ要素上に撮像されるべき上記
目標物から形成される電荷モードの像が、上記相対的な
運動と同じ速度で伝達され、上記目標物から集めた像情
報が、上記センサの感度を増大させると同時に、長い時
間にわたって蓄積され、上記センサの物理的なピクセル
サイズは、センサから要求される最大分解能を達成する
に必要なピクセルサイズよりも小さくなるように選択さ
れ、撮像すべき上記目標物と上記撮像センサとの間の相
対的な運動によって生ずる像ぼけが、上記ＣＣＤセンサ
のピクセルの物理的なサイズに相当する同期されたステ
ップで上記ピクセルの電荷を移動させることにより減少
され、これにより、撮像すべき上記目標物と上記ＣＣＤ
センサとの間の相対的な運動の追跡が、極めて高い精度
で行われる。

【００２１】本発明の上記第２の方法は、独立して適用
することができるが、本明細書の主発明である本発明の
上記第１の方法と組み合わせて適用するのが最も効果的
である。

【００２２】更に、本発明の第１の装置は基本的に、以
下の特徴を有している。すなわち、この装置は、撮像セ
ンサシステムのためのコンフィグレーションシステムを
備えており、該コンフィグレーションシステムは、上記
撮像センサシステムに使用される上記センサの放射線応
答性の撮像要素を、センサマトリックスの行及び／又は
列に沿って、「ビンニング（結合）」すなわち加算して
複数の撮像要素から成るクラスタにすることを許容し、
上記センサシステムは、上記クラスタの個々の撮像要素
から得られる像情報を表す電荷が、電荷の形態で直接ビ
ンニングすることができるように、接続され且つ制御さ
れる。

【００２３】本発明の第２の装置は基本的に、以下の特
徴を有している。すなわち、この装置は、制御装置を有
するＣＣＤ撮像センサシステムと、撮像すべき目標物と
上記センサシステムとの間の相対的な相互運動を与える
ことのできる装置とを備えており、上記制御装置は、上
記撮像すべき目標物から形成された電荷モードの像を、
上記相対的な運動と同じ速度で、上記ＣＣＤセンサ要素
に伝達するようになされており、上記センサの物理的な
ピクセルサイズは、センサが必要とする最大分解能を達
成するに必要なピクセルサイズよりも小さくなるように
選択され、上記撮像すべき目標物と上記撮像センサとの
間の上記相対的な運動によって生ずる像ぼけが、上記ピ
クセルの電荷を、上記ＣＣＤセンサのピクセルの物理的
なサイズに相当する同期されたステップで移動させるこ
とにより、減少され、これにより、上記撮像すべき目標
物と上記ＣＣＤセンサとの間の上記相対的な運動の追跡
が、極めて高い精度で行われる。

【００２４】本発明の上記第１の方法及び装置は、独立
して適用することができるが、相乗効果を発揮する組み
合わせとして、本発明の第１の方法及び装置と組み合わ
せて応用するのが最も好ましい。

【００２５】本発明の第１の方法及び装置を応用する場
合には、ＣＣＤセンサのピクセルの電荷は、これら電荷
がセンサの出力信号に変換され、増幅され、デジタルの
形態に変換される前に、センサ装置の中で電荷の形態で
積算される。従って、本発明は、通常の実施形態におけ
る欠点である、像情報からのノイズ及び他のエラーすな
わち誤差の集積を排除するという利点を提供する。

【００２６】本発明の第１の方法及び装置は、ＣＣＤセ
ンサ及びその制御電子要素を容易に構成することを可能
とし、これにより、センサシステムの性質を、所定範囲
内でプログラム制御の下で自由に変更することができ、
従って、各用途に関して最適なシステム構成を得ること
ができるので、互いに大きく異なる多数の用途に、同じ
ＣＣＤセンサのタイプ及び制御電子要素を用いことがで
きる。従って、機器を製造するために購入した、選択し
たタイプのＣＣＤセンサの品質を向上させることがで
き、各用途毎の研究開発費をより適正なレベルまで低下
させることができる。ユーザの観点から見ると、単一の
ＣＣＤセンサ及びその制御電子要素が、複数の目的のた
めに単一の設備に使用することができ、また、その異な
る作動モードが、多数の異なるＣＣＤセンサを使用する
必要性を排除するので、ある設備の全調達コストは、通
常の技術を用いて構成される機器を購入する場合に比較
して、十分に低下させることができる。

【００２７】センサのコストの低減に加えて、本発明
は、感度／分解能の制御により、撮像分解能の制御に加
えて、患者が受ける放射線量を制御するできるという、
従来技術では達成できなかった大きな利益を提供する。

【００２８】本発明の第１の方法及び装置の好ましい実
施例においては、ピクセルを結合すなわち「加算（ビン
ニング）」して、水平方向及び垂直方向の大きなクラス
タにすることができる。説明を明瞭にするために、本明
細書においては、上の記載及び下の記載において、セン
サ要素のマトリックスの軸線を、水平方向及び垂直方向
とするが、そのような方向は、従来技術において通常行
われる地球の重力場の方向に関係づけて理解してはなら
ず、水平方向は、光面のセンサ要素の列に沿う電荷の伝
達方向を意味し、また、垂直方向は、光面のセンサ要素
の行の方向、すなわち、上記水平方向に対して直交する
方向を意味する。従って、線形のセンサにおける垂直方
向は、例えば、センサの長さに沿う長手方向を意味す
る。水平方向における電荷のビンニング（結合又は加算
あるいは積算）は、シリアルシフトレジスタの電荷がセ
ンサから読み取られる前に、複数の撮像要素の列の電荷
が、上記シリアルシフトレジスタに伝達されるように、
行われる。ここにおいて、複数の撮像要素の列の電荷
は、同じ「カップ」の中に溜められる、すなわち、単一
のウエルの中に積算される。センサの垂直方向において
は、電荷の「ビンニング」すなわち加算作業は、最初に
出力ウェルをクリアし、次に、センサの出力電圧の感知
が行われる前に、シリアルシフトレジスタの複数の電荷
ウエルの内容を出力ウェルの中に伝達すなわち搬送する
ことにより、実行される。

【００２９】本発明は、広いダイナミックレンジを必要
とするＣＣＤセンサに基づく撮像用途に使用することが
でき、撮像分解能とより高い感度との交換、あるいはそ
の反対の交換を行うことができる。そのような用途の最
も代表的なものは、患者の動きにより生ずる像ぼけを極
力少なくし、同時に、患者に与えられる放射線量を極め
て低いレベルに維持するために、露光時間を極力短くす
る必要がある、放射線撮影装置である。放射線撮影にお
ける分解能の要求は、撮像する目標物によって大きく変
化し、より高い分解能を得るためには、放射線量を増大
させるのが、従来技術では一般的である。実際に、本発
明を実施すると、ＣＣＤセンサシステムの自由にプログ
ラム可能なコンフィグレーションにより、その構造を実
質的に変更することなく、放射線撮影の種々の部分の大
部分をカバーすることができる。本発明の特に効果的な
用途は、拡大露光モード及び接触露光モードを含む乳房
Ｘ線撮影装置の分野、並びに、歯科用パノラマ式放射線
撮影装置／頭部撮影装置の複合装置の分野である。本発
明の適用範囲は、種々の部門のレベル及び胸部蛍光透視
撮影装置まで拡張することができる。

【００３０】本発明の第１の方法及び装置においては、
ＣＣＤセンサの制御電子要素は、露光を行っている間の
適宜な瞬間に、垂直方向及び水平方向におけるセンサピ
クセルの「ビンニング」比を決定することのできる入力
信号の下で機能するように、構成されるが、最も効果的
なのは、常に露光の開始時である。

【００３１】本発明は、歯科用パノラマ式放射線撮影装
置／頭部撮影装置の複合機器に効果的に応用され、これ
により、撮像分解能をユーザが選択可能とし、従って、
全体的な観察は、低い分解能及び低い放射線量による露
光で行い、一方、必要に応じて、重要な領域すなわち部
位は、より高い分解能で露光することができる。頭部撮
影装置においては、２ｌｐ／ｍｍの分解能で完全に十分
であり、本発明のユーザが選択可能な分解能により、そ
のような露光は、同じ分解能においてパノラマ式放射線
撮影装置が必要とする放射線量の１５％まで低下させる
ことができる。実際に、頭部撮影装置における焦点距離
は、歯科用パノラマ式放射線撮影装置で使用される焦点
距離の３倍以上（すなわち、１，７００ｍｍ対４８０ｍ
ｍ）であり、これにより、距離の二乗に従って減衰した
後に、センサに入射する放射線強度は、歯科用パノラマ
式放射線撮影装置のセンサが受ける放射線強度の僅かに
約８％である。従って、歯科用パノラマ式放射線撮影装
置に使用されるような同じセンサ分解能を有する頭部撮
影装置は、殆ど不可能であり、その理由は、露光時間
は、数十秒まで延長されると予測され、その間に、放射
線撮影を受けている患者は、完全に静止した状態を維持
しなければならないからである。実際にパノラマ露光
は、約２０ｍｍ／秒の速度で走査するＴＤＩを使用して
行われる。歯科用パノラマ式放射線撮影装置で使用され
るのと同じセンサ分解能及び露光パラメータを用いて、
頭蓋骨の２４０ｍｍのパノラマ像を形成するためには、
同じ掃引速度において、１２秒×１２．５＝１５０秒、
すなわち、２．５分の時間がかかることになる。

【００３２】本発明の好ましい実施例によれば、乳房Ｘ
線撮影装置における「拡大」放射線写真は、通常の乳房
Ｘ線撮影装置よりも小さいピクセルサイズを用いて、接
触露光として作成される。次に、本明細書の後の説明か
ら分かるように、センサの一定のピクセルサイズを用い
る通常の拡大露光に比較して、大幅に改善された分解能
が得られる。更に、本発明のこの実施例は、１つの焦点
サイズだけを有する簡単で且つ廉価なＸ線源で実施され
る。別の利点は、露光時間が短く、患者の動きによる像
ぼけの可能性が低く、更に、患者が受ける放射線量が少
ないことである。より小さいピクセルサイズ及び接触露
光を用いて、本発明の上記実施例において、「拡大」放
射線撮影を行うと、必要に応じて、像領域全体にわたっ
て、「拡大」露光を行うこともできる。これとは対照的
に、目標物をＸ線管に接近させる通常の技術において
は、例えば、２倍の倍率は、記録媒体上の像を非常に大
きくし、その領域の４分の１しか記録することができな
い。本発明の上述の結果及び利点を以下により詳細に説
明する。

【００３３】

【発明の実施の形態】本発明の幾つかの代表的な実施例
を図解的に示す図面を参照して、本発明を以下に詳細に
検討するが、図面の細部が本発明を限定するものと理解
してはならない。

【００３４】図１を参照すると、ＴＤＩモードのＣＣＤ
センサシステムが、基本的な要素、並びに、制御電子要
素の機能と共に、図解的に示されている。このセンサシ
ステムにおいては、制御電子要素ブロック１７は、一般
的には２乃至４の数のＩＯｘクロック信号によって、Ｃ
ＣＤセンサの撮像要素マトリックス１０に接続されてお
り、また、これも一般的には２乃至４の数のＲＯｘクロ
ック信号によって、シリアルシフトレジスタ１２に接続
されている。制御電子要素ブロック１７は、ＣＣＤセン
サの出力ウェル１３を放電させるための制御信号ＯＲを
与える。出力ウェル１３の電荷は、出力増幅器１４によ
って、センサの出力電圧信号に変換され、次に、ピクセ
ル電荷ゼロオフセットレベル補正ステージ１５に送られ
る。この補正ステージは、後に詳細に説明するように、
制御電子要素ブロック１７からの制御信号ＣＤＳのタイ
ミングの下で、撮像要素マトリックス１０の各々のピク
セルに関して別個に、ゼロ基準レベルを設定する。ゼロ
オフセット補正を行った後に、上記信号は、アナログ／
デジタルコンバータ１６に送られ、このアナログ／デジ
タルコンバータは、制御電子要素ブロック１７からの制
御信号ＳＨのタイミングの下で、アナログのイメージ情
報をデジタルフォーマットに変換する。このデジタルデ
ータは、制御電子要素ブロック１７からの制御信号ＬＤ
のタイミングの下で、別の記憶及び処理プロセスへ送ら
れる。

【００３５】図２を参照すると、本発明のＦＴモードの
ＣＣＤセンサシステムが、基本要素及びその制御電子要
素の機能と共に図解的に示されている。このセンサシス
テムは、図１に示すＴＤＩモードセンサシステムと等価
であるが、ＡＯｘクロック信号によって制御電子要素ブ
ロック１７が接続されている撮像要素マトリックス１０
とシリアルシフトレジスタ１２との間が、上記撮像要素
マトリックスと同じ寸法を有する記憶要素マトリックス
１１になっていて、これにより、制御電子要素ブロック
１７が、ＩＯｘクロック信号によって、上記記憶要素マ
トリックスに接続されている点が異なっている。

【００３６】後に説明するセンサシステムの機能は、基
本的には、ＴＤＩモードセンサに関するものであり、Ｆ
Ｔモードセンサの機能は、基本的には、撮像要素マトリ
ックス１０を補足する記憶要素マトリックス１１からシ
リアルシフトレジスタ１２への電荷の伝達が、制御電子
要素ブロック１７からのＡＯｘ及びＩＯｘクロック信号
のタイミングの下で、撮像要素マトリックス１０から記
憶マトリックス１１への電荷の伝達よりも常に先行する
点においてだけ、ＴＤＩモードセンサとは異なる。従っ
て、ＦＴモードセンサの撮像要素マトリックス全体は、
一般的なＴＤＩモードセンサの場合のように列毎に読出
すのではなく、全コマの読出しとして積分時間の最後に
生ずる。

【００３７】通常のＣＣＤセンサ及びその制御装置の基
本を以下に説明するが、本発明の新規な機能的及び構造
的な性質は、ピクセルのビンニング（ｂｉｎｎｉｎｇ）
に関して後に説明する。

【００３８】図１又は図２のＣＣＤセンサによって撮像
される露光を開始する時には、センサマトリックス１
０；１０，１１の要素に蓄積されている可能性のある最
初の電荷を除去し、そのピクセルウエルをクリアしなけ
ればならない。これは、制御電子要素ブロック１７から
のスタート信号ＳＴＡＲＴのタイミングの下で実行さ
れ、これにより、撮像要素マトリックス１０；１１の電
荷は、ＩＯｘクロック信号の助けにより、１つの行から
シリアルシフトレジスタ１２の中に一時に伝達される。
次に、そのようにシリアルシフトレジスタ１２の中に転
送された電荷は、更に、ＩＯｘクロック信号の制御の下
で、一時に一つ出力ウェル１３に転送され、該出力ウェ
ルは、電荷が転送される前に必ず、ＯＲ信号を与えるこ
とによってクリアされる。このクリア工程は、センサウ
エルが一回のクリア工程の間に完全にクリアされないと
いう疑いがある場合には、ピクセルウエルの中に蓄積さ
れた電荷の大きさに応じて、数回繰り返すことができ
る。露光を開始する瞬間は、イメージ情報を表す電荷
が、クリアされたセンサマトリックスのピクセルウエル
の中に蓄積され始める時、すなわち、センサの光面に入
る放射線がそのピクセルウエルに電荷を誘起し始める時
である。制御電子要素ブロック１７によってカウントさ
れる積分時間が経過した時に、あるいは、外部同期信号
ＳＹＮＣが与えられた時に、撮像要素マトリックス１
０；１１の１つの行の電荷がシリアルシフトレジスタ１
２へ転送され、そこから更に、上述のように、出力ウェ
ル１３に転送される。この時点において、上述の工程す
なわちステップとは異なり、各々のピクセルウエル１３
の電荷が感知され、これにより、制御電子要素ブロック
１７によって供給されるＣＤＳ信号の制御の下で、最初
に、各々のピクセルの電荷のゼロオフセットレベルが補
正され、その後、アナログ出力信号が、ＳＨ信号の制御
の下で、コンバータ１６によってデジタルフォーマット
に変換され、その出力信号は、各々の変換の後に、ＬＤ
信号の制御の下で、更に記憶される。

【００３９】図３を参照すると、ＣＣＤセンサの代表的
な出力信号が示されている。出力ウェル１３が、ＯＲ信
号の助けを受けてクリアされると、大きなパルスＯＲ０
が、センサ出力に現れ、その後、センサ出力は、Ｚ０の
時点で、空の出力ウェルを表すあるレベルに落ち着く。
このピクセル／比電荷ゼロオフセットレベルは、例え
ば、図４に示す回路を用いて、ＣＤＳ信号の助けを受け
て、各々のウエルに関して別個に感知される。ここにお
いて、ＣＤＳ信号は、時間Ｚ０の直前に、スイッチ１５
ｋを閉成し、これにより、キャパシタ１５cの出力端が
アースされ、センサの出力増幅器１４の出力に存在する
単一のベースレベルが、キャパシタ１５ｃに充電され
る。時間Ｚ０において、スイッチ１５ｋが開成し、この
時点においてはセンサの出力ウェル１３に転送されてい
るピクセルの電荷が、信号レベルとして用いることがで
き、該信号レベルは、時間Ｓ０において、ＳＨ信号の制
御の下で感知される。時間Ｚ０及びＺ１におけるゼロオ
フセットレベルの変動にも拘わらず、図４に示す回路は
常に、時間Ｓ０−Ｚ０、Ｓ１−Ｚ１等における出力信号
レベルの差、すなわち、補正されたセンサの出力信号を
感知する。上記回路の上述の機能は、システムのそのよ
うな部分に関して通常の技術であり、補正二回抽出法と
して知られている。

【００４０】撮像要素マトリックス１０；１０，１１の
ピクセルを、本発明に従って、水平方向において結合す
る時には、その最も簡単なアプローチすなわち手法は、
シリアルシフトレジスタ１２からの電荷転送の読出しが
開始される前に、１又はそれ以上の行によって、撮像要
素マトリックス１０；１０、１１の行の電荷をシリアル
シフトレジスタ１２に転送することである。次に、複数
の行の電荷を蓄積し、これにより、シリアルシフトレジ
スタ１２の各々のウエルの中に総計された多くのピクセ
ルからの全電荷量を表す。ＣＣＤセンサの内部転送効率
は、一般的に、９９．９９９９％程度であるので、その
ような電荷の加算作業は、単一エレクトロン精度で行う
ことができ、そのような加算作業は、ピクセル／比電荷
ゼロオフセットレベルの補正、増幅器ステージのノイズ
レベル、及び、他の可能性のある誤差のファクタを考慮
すると、ＣＣＤセンサの外部での加算では不可能であ
る。

【００４１】本発明の制御電子要素ブロック１７には、
入力ラインＨＢｘが設けられており、この入力ラインを
動的制御することによって、上記制御電子要素ブロック
は、センサからの電荷伝達の読出しが開始される前に、
そのような信号によって決定される行電荷の数をシリア
ルシフトレジスタ１２に伝達することができる。本発明
の特徴は、本発明の制御電子要素ブロック１７が、入力
信号ＨＢｘによって動的に決定される（すなわち、プロ
グラムされたセンサの構造（コンフィグレーション）が
要求する）撮像要素の行からの電荷伝達を実行すること
ができることである。

【００４２】撮像要素マトリックス１０；１１のピクセ
ル電荷は、本発明に従って極めて簡単に垂直方向におい
て蓄積され、これにより、シリアルシフトレジスタ１２
の電荷は、センサの出力信号の感知が開始される前に、
マトリックス１０；１１の２以上のピクセル電荷によっ
て、クリアされた出力ウェル１３に伝達される。次に、
複数のピクセルの電荷が蓄積（加算）され、出力ウェル
１３に加算された多くのピクセルを含む撮像副区域に蓄
積された電荷量を表す。この場合にも、ＣＣＤセンサの
内部伝達効率は、９９．９９９９％程度であるので、そ
のような電荷の加算作業は、殆ど単一エレクトロン精度
で実行することができ、そのような加算作業は、ピクセ
ル／比電荷ゼロオフセットレベルの補正、増幅器ステー
ジのノイズレベル、及び、他の可能性のある誤差ファク
タを考慮すると、ＣＣＤセンサの外部の加算作業では不
可能である。

【００４３】図５を参照すると、本発明のＣＣＤセンサ
システムの出力信号及び制御信号の例が、ピクセル電荷
の垂直方向の蓄積として示されている。出力ウェル１３
のクリアパルスＯＲ０の次に、出力信号のピクセル電荷
ゼロオフセットレベルが、時間Ｚ０で与えられるＣＤＳ
信号の助けにより感知される。その後、時間Ｓｎ−２、
Ｓｎ−１及びＳｎにおけるピクセル電荷が出力ウェル１
３の中で加算され、その後、イメージセンサの出力信号
が、ＳＨ信号の助けにより感知され、出力ウェル１３
は、次の出力感知作業のためにクリアされる。

【００４４】本発明の制御電子要素ブロック１７には、
入力ラインＶＢｘが設けられており、この入力ラインを
動的に制御することにより、電子要素ブロックは、出力
信号の感知が開始される前に、プログラムされたセンサ
のコンフィグレーションによって決定されるピクセル電
荷の数を出力ウェル１３に伝達することができる。本発
明の特徴は、使用する制御電子要素ブロック１７が、読
み取られるいずれかのシリアルシフトレジスタの電荷伝
達サイクルの開始時に、個々のシリアルシフトレジスタ
の電荷伝達、並びに、ＶＢｘ信号によって動的に決定さ
れ（従って、プログラムされたセンサのコンフィグレー
ションの要求に応じる）「蓄積」されるべきピクセルの
数のその出力信号の感知を実行することである。シリア
ルシフトレジスタの長さが、「蓄積」されるべきピクセ
ルの数で整数として割りきれない場合には、制御電子要
素ブロック１７は、割り算の余りに等しい空のピクセル
電荷の数を出力信号の最後のサンプルに加えるべき命令
を出し、これにより、列の同期が損なわれないようにす
る。

【００４５】本発明を実行すると、自由にプログラム可
能な制御装置によって、ＣＣＤセンサのピクセル電荷を
自由に蓄積し、プログラムされたセンサのコンフィグレ
ーションの要求に応じて、水平方向及び垂直方向におい
て別個の所望のクラスタにすることができる。十分に小
さなピクセルサイズを有するセンサが、ＣＣＤセンサに
対して選択され、また、制御／感知電子要素が、最短必
要時間におけるフル分解能を必要とする場合に処理する
ように構成された場合には、単一の同じセンサが、所望
のセンサのコンフィグレーションによってプログラムさ
れる明らかに複数のピクセルサイズとして、最小ピクセ
ルサイズの分解能及びより粗い分解能を用いて、総ての
異なるアプリケーションを実行することができる。

【００４６】下の表は、３０μｍ×３０μｍのピクセル
サイズを有するＣＣＤセンサを備えた放射線撮影装置の
基本的な撮像特性の幾つかの実際例を示している。この
表においては、略号Ｂｉｎは、センサの「蓄積」比を指
しており、Ｐｉｘ ｅｆｆは、「蓄積」された方形のピ
クセルの寸法（μｍ）を指しており、ｌｐ／ｍｍは、撮
像分解能（線対／ｍｍ）を指している。

【００４７】

【表１】

【００４８】上の表から明らかなように、単一の且つ同
一のＣＣＤセンサシステム、及び、その制御装置ブロッ
ク１７は、少なくとも３つのタイプの撮像システムを実
行するために効果的に使用することができる。本発明を
乳房Ｘ線撮影装置に応用することにより、撮像センサの
本発明のプログラム可能なコンフィグレーションは、別
個の機械的な拡大補助装置を必要とすることなく、通常
の及び拡大された放射線写真を露光することができ、こ
れにより、放射線撮影装置の製造コストが実質的に低下
し、そのような装置の使用が容易になる。

【００４９】本明細書の導入部において説明したＴＤＩ
モードの撮像技術を本発明と組み合わせて用いる時に
は、撮像すべき目標物は、制御電子要素ブロック１７に
よって実時間的に知られ且つ図１のＳＹＮＣ信号で表さ
れる速度で、撮像ＣＣＤセンサを通って移動し、そのよ
うな目標物の移動方向は、上記センサのシリアルシフト
レジスタ１２に入る電荷の伝達方向Ａと同じである。次
に、撮像要素マトリックス１０の電荷が、移動する目標
物からセンサの光面上に形成された像の運動速度に実質
的に同期された速度で伝達される時には、移動する目標
物の鮮明な像を記録することができる。

【００５０】ここにおいて、ピクセルウエルの活動領域
の間のドープされた壁の如き、ある物理的な制約によっ
て、センサのピクセル電荷は、一時に１つのピクセル間
距離だけしか、すなわち、単一のピクセル間距離又はそ
の倍数だけしか、伝達することができないことに注意す
る必要がある。センサ領域の１つのピクセル壁から隣接
するピクセル壁への電荷の伝達は、次の伝達サイクルが
開始される前に、シリアルシフトレジスタに一時的に蓄
積されているピクセル電荷の組をセンサマトリックスか
ら移動させて、信号を変換し該信号を記憶することを可
能にするために、センサの光面上の目標物の像の速度よ
りも実質的に大きな物理的な速度で実行しなければなら
ない。しかしながら、撮像されている目標物は、一般的
に、一定の速度で移動するので、センサの電荷の段階的
な伝達とは対照的に、上記２つの運動速度の間の非同期
が、上記運動方向において、像ぼけを生じ、最悪の場合
には、運動方向におけるピクセル間距離の半分の値を生
ずることになる。図７には、センサの積分時間ｔＩが示
されており、その積分時間の後に、同期信号ＳＹＮＣの
制御を受けるピクセル電荷が、ＩＯｘクロック信号によ
って調時されてセンサの１つの行に伝達され、次に、シ
リアルシフトレジスタ１２が、ＲＯｘクロック信号の助
けを受けて、時間Ｒ０において読み取られる。

【００５１】図６に示すケースにおいては、目標物は、
センサに対して相対的に一定の速度で移動し、このセン
サは、５つのピクセルの上に「蓄積」されている。図６
のグラフＡ１−Ａ６に示すように、センサの電荷は、完
全に「蓄積」されたピクセルクラスタの長さの上に常に
ある別個のステップに一時に伝達され、一方、グラフＢ
１−Ｂ６においては、電荷伝達は、単一の物理的ピクセ
ル長を有するステップで生ずる。図６のグラフから、ビ
ンニングスキームＡに従って撮像されている目標物は、
センサ１８の５重に「蓄積」されたピクセルｐ１の上に
存在すると共に、隣接するピクセルｐ２の上まで伸長し
ており、一方、ビンニングスキームＢによる撮像は、セ
ンサ１８’の単一蓄積型のピクセルｐ１の上でだけ生じ
ており、これにより、運動方向の像ぼけが防止される。

【００５２】センサの物理的ピクセルサイズが必要とさ
れる最大分解能よりも小さい、本発明の第２の基本的な
方法及び装置に基づく実施例においては、上述の運動方
向の像ぼけは、本発明の第２の方法及び装置に基づく実
施例によって減少させることができ、これにより、本発
明の第１の方法及び装置を用いた場合には、ピクセルの
電荷は、「蓄積」型のピクセルクラスタの長さに伝達さ
れるのではなく、センサの物理的ピクセルの長さに伝達
される。次に、目標物の運動の追跡は、最大精度で生ず
る。１５０μｍの撮像分解能に関してプログラムされた
例えば３０μｍのピクセルサイズを有するセンサ１８’
を用いた場合には、上記ビンニングスキームは、上述の
ように垂直方向において実行され、水平方向のビンニン
グは、別に実行される。ここにおいて、撮像要素マトリ
ックス１０；１１のピクセルの電荷は、ＨＢｘ入力信号
によって決定される数によって一時にシリアルシフトレ
ジスタ１２に伝達され、その次に、シリアルシフトレジ
スタ１２の読み取りが行われるのではなく、撮像要素マ
トリックス１０；１１の電荷は、入力信号ＨＢｘによっ
て決定される行の数がそこに伝達されるまで、常に一時
に１行だけ、シリアルシフトレジスタ１２に伝達され、
その後にだけ、シリアルシフトレジスタからの電荷の読
み取りが通常の態様で実行される。この作動モードは、
制御電子要素ブロック１７のＢＭ入力信号によって選択
することができる。

【００５３】上述の例においては、運動方向の像ぼけ
は、通常のビンニングにおいては１５０μｍであるのに
対して、僅かに３０μｍであり、これにより、像ぼけが
大幅に改善される。本発明の自由なビンニングスキー
ム、並びに、上述の実施例における用途によって要求さ
れる最大分解能よりも高い分解能を有するセンサを用い
ることによって、他の手段によっては得られない精度で
ＴＤＩモードの撮像を実行することができる。実際のテ
ストでは、上記アプローチは、撮像品質を十分に改善す
ることが判明している。

【００５４】本発明の上述の総ての実施例において、電
荷は、蓄積すべき総ての行がレジスタに加算される間
に、シリアルシフトレジスタ１２に蓄積され、それか
ら、シリアルシフトレジスタ１２の読み取りを開始する
ことができる。不運にして、そのような構造は、暗電流
成分を生ずる。その理由は、シリアルシフトレジスタ１
２に蓄積された電荷は、撮像要素に関して可能なような
ポテンシャル壁によって互いに分離することができず、
シリアルシフトレジスタ１２のセルに蓄積された電荷
は、クロック信号ラインの１つを保持することによっ
て、一定に維持しなければならず、これにより、そのよ
うなクロックラインの下で必要とされるポテンシャルウ
エルを形成するからである。

【００５５】ポテンシャル壁によるピクセル隔離の概念
の前に、ＣＣＤセンサの撮像要素マトリックスの電荷
は、上述の技術を用いて一定に維持されており、同時
に、別の方法が、冷却に頼ることなく暗電流成分を最大
にするために開発されている。そのような通常の技術の
１つは、「ディザリング」と呼ばれており、この「ディ
ザリング」においては、撮像要素のポテンシャルウエル
が、単一のクロック信号ラインの下で一定に形成される
のではなく、上記ウエルは、撮像要素の個々のクロック
信号ラインの下で、交互に連続的に移動するが、上記ウ
エルは、撮像要素の範囲内に適正に維持される。この技
術は、暗電流成分は、クロック信号ラインが上昇した直
後に成長し始めるのではなく、短い時間の後に成長し始
める。隣接するクロック信号ラインが上昇し、その前に
作動していたラインが低下すると、暗電流成分は、クロ
ック信号の変更が十分に速い速度で実行され、十分な回
復時間が各々のクロック信号ラインに割り当てられる限
り、十分なレベルに達しない。

【００５６】クロック信号ラインが上昇すると、電子の
熱運動によって、そのポテンシャルが、暗電流と呼ばれ
る漏洩電流（すなわち、ピクセルに入る放射線に含まれ
ない信号成分）をピクセルウエルに発生させる。暗電流
成分は、センサの温度に大きく依存するので、センサを
冷却することにより、小さくすることができる。クロッ
ク信号ラインの極性が反転した場合、すなわち、センサ
の基板に関して負になった場合には、上述の暗電流成分
の形成が阻止される。実際に、この技術は今日、上述の
ようにドープすることにより、また、総てのクロック信
号ラインを負にすることにより、センサボディに形成さ
れた静電場の助けを受けて、ピクセルの電荷を一定に維
持することにより、応用されている。しかしながら、シ
リアルシフトレジスタ１２はそのような機能を備えてい
ないので、その電荷は、クロック信号ラインを上昇させ
ることにより形成されるポテンシャルウエルの助けを受
けて一定に維持しなければならず、不運にして、暗電流
成分を形成することになる。この欠点は、本発明の好ま
しい実施例に採用される「ディザリング」スキームによ
って軽減することができる。

【００５７】クロック信号ラインが負になると、暗電流
成分の成長が即座に停止する。その理由は、ポテンシャ
ル場がそれと反対に作用し、これにより、暗電流成分に
対して逆バイアスされたある種のダイオードが、ピクセ
ルウエルのインターフェースに形成されるからである。
クロック信号ラインのポテンシャルが再度負になると、
例えば、負になってから数ミリ秒の後に、暗電流は直ち
にその定常状態レベルに達するのではなく、上記ウエル
の固有の電荷キャリアの数に逆比例する時定数を有する
時間の関数として、低いレベルから指数関数的に成長す
る。「ディザリング」された刻時の概念は、クロック信
号ラインを維持することに基づいている。そのクロック
信号ラインの下でポテンシャルウエルが形成される必要
はない。また、クロック信号ラインは、その下で暗電流
成分が形成されるのを阻止するに十分なだけ負であり、
図８に示すように、正に維持すべきピクセルのクロック
信号ラインから１つのクロック信号ラインを交互に選択
する。比較的短い期間にわたって、一時に１つのクロッ
ク信号ラインだけが、上述の時定数に関して高くなるの
で、暗電流の形成が十分に低減される。実際には、ＣＣ
Ｄセンサの上述の時定数は、センサの温度に強く依存
し、一般的には、４０°Ｃにおいて約１０秒、２０°Ｃ
において１５ミリ秒、そして、８０°Ｃにおいて１８０
マイクロ秒である。各々のクロック信号ラインを図８に
示すように、１０マイクロ秒よりも高く同時に維持する
ことにより、暗電流成分は、室温において１，０００分
の１以下まで減少させることができる。

【００５８】撮像要素マトリックスにおいては、通常の
「ディザリング」された刻時スキームを、上述の態様で
作動するシリアルシフトレジスタ１２を有する本発明の
好ましい実施例に適用することができる。ここにおい
て、暗電流成分は、実際的に完全に除去することができ
る。従って、本発明の好ましい実施例によれば、図７の
時間Ｒ０において、シリアルレジスタ１２が、刻時スキ
ームの適正な時点において読まれるか、あるいは、その
後の積分期間の間の別の時間にわたって、上記レジスタ
は、「ディザリング」を受ける。図８には、「ディザリ
ング」時間の間の三相刻時されるシリアルレジスタ１２
に関するクロック信号の例が示されており、その調時期
間は、一般的に、暗電流成分の形成を阻止するように短
く設定される。

【００５９】ここにおける問題は、この自己調時型の
「ディザリング」スキームは、どのような手段によって
も、制御電子要素ブロック１７の作動に関してランダム
に生ずる撮像要素マトリックスの電荷伝達インターバル
に同期させることができず、電荷の伝達効率を最大化す
るために、シリアルシフトレジスタ１２の伝達クロック
信号は、撮像要素マトリックス１０、又は、記憶マトリ
ックス１１の電荷がそれぞれ、シリアルシフトレジスタ
１２に伝達されている時には常に、ある状態に維持され
なければならないことである。この問題は、撮像要素マ
トリックス１０又は記憶マトリックス１１の電荷がそれ
ぞれシリアルシフトレジスタ１２へ移動し始める間に、
シリアルシフトレジスタ１２のクロック信号を制御した
状態でそれぞれの正しい状態にすることにより、解消す
ることができる。図７から分かるように、ＳＹＮＣ信号
が高くなると、撮像要素マトリックスのＩＯｘクロック
信号は、電荷伝達を実行するに必要なシーケンスを通
り、その間に、シリアルシフトレジスタ１２のクロック
信号は、上記電荷がシリアルシフトレジスタ１２に伝達
される前に、それぞれの正しい状態に置かれなければな
らず、そのようなステップは、実際には、シーケンスの
段階Ｖ１４でのみ生ずる。図９には、十分に短い時間の
間に何等かの状態から電荷伝達シーケンスに入る三相刻
時型のセンサに関して代表的な「ディザリング」クロッ
ク信号の制御が示されている。電荷伝達状態において
は、シリアルのクロック信号ライン１、２は、その周囲
に形成されたポテンシャルウエルを最大ポテンシャルを
維持するために高く保持され、これと同時に、クロック
信号ライン３は、ゼロポテンシャルに維持されて、異な
る行の電荷が互いに相互作用するのを防止している。

【００６０】本発明と共に効果的に応用される「ディザ
リング」された刻時方法に関しては、以下の刊行物を参
照されたい。Ｂｕｒｔ Ｄ．Ｊ．，ＧＥＣの“ＤＥＶＥ
ＬＯＰＭＥＮＴ ＯＦ Ｘ−ＲＡＹＣＣＤｓ”（Ｍａｒ
ｃｏｎｉ Ｌｉｍｉｔｅｄ，Ｈｉｒｓｔ Ｒｅｓｅａｒ
ｃｈ Ｃｅｎｔｅｒ，ａｎｄ ＥＥＶ Ｌｔｄ，Ｃｈｅ
ｌｍｓｆｏｒｄ）−１９９２年１１月１０−１２日にオ
ランダのＮｏｏｒｄｗｉｉｋのＥＳＡ／ＥＳＴＥＣで開
催された、“Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ａｎ Ｅ
ＳＡ Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ ｏｎ Ｐｈｏｔｏｎ Ｄｅ
ｔｅｃｔｏｒｓ ｆｏｒ Ｓｐａｃｅ Ｉｎｓｔｒｕｍ
ｅｎｔａｔｉｏｎ（１９９２年１２月のＥＳＡ ＳＰー
３５６）”。Ｂｕｒｋｅ Ｂ．ａｎｄ Ｇａｊａｒ
Ｓ．Ａ．の“Ｄｙｎａｍｉｃ ｓｕｐｐｒｅｓｓｉｏｎ
ｏｆ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ ｓｔａｔｅ ｄａｒｋ
ｃｕｒｒｅｎｔ ｉｎ ｂｕｒｉｅｄ ｃｈａｎｎｅｌ
ＣＣＤｓ”−（ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｅｌｅｃｔｒ
ｏｎ Ｄｅｖｉｃｅｓ，Ｖｏｌ．ＥＤ３８−２，１９９
１）。

【００６１】図１０を参照すると、基本的には歯科用放
射線撮影用のパノラマ式Ｘ線装置が示されており、この
装置は、水平なサポートアーム２１を担持する垂直な柱
を備えており、この柱は、モータ２５によって垂直方向
に運動可能であると共に、モータ２４によって回転可能
である。上記水平なサポートアームは、その一端部にＸ
線発生装置を担持しており、これにより、該Ｘ線発生装
置によって発射された狭いＸ線ビーム２６が、一方の側
において患者の組織を通過し、反対側において、センサ
ヘッド２３に入射する。このセンサヘッドは、本発明の
ＣＣＤセンサシステムを備えており、このＣＣＤセンサ
システムは、プログラム制御の下である範囲内で自由に
設計することができる。

【００６２】図１１を参照すると、本発明の応用例とし
て作用するに適した乳房Ｘ線撮影装置が示されており、
この装置は、ベース３０に取り付けている。ベース３０
には、垂直柱の固定部分３２が取り付けられており、こ
の垂直柱部分は、リフトモータ３１を収容しており、こ
のリフトモータによって、垂直柱の可動部分３８を、上
記固定部分の中で入れ子式に、上昇又は下降することが
できる。垂直柱の部分は、Ｃ型アーム４４を水平軸線Ｈ
−Ｈの周囲で回転させるためのモータ３３を収容してい
る。Ｃ型アーム４４の一端部は、Ｘ線源４２を支持して
おり、一方、上記アームの他端部は、棚状の下方の胸部
サポート３６を担持している。モータ３４によって作動
される上方の圧縮サポート４３の助けにより、放射線撮
影される胸部Ｍが棚状の下方の胸部サポート３６に押し
付けられる。胸部の露光（照射）の間に、Ｘ線管３９に
よって放出される狭いＸ線ビーム４１が、一次ブライン
ドを通過する。この一次ブラインドは、モータ４０によ
って、水平方向に運動可能になされている。上記Ｘ線ビ
ーム４１は、次に、放射線撮影されている胸部Ｍを通過
し、最終的には、センサヘッド４５に入射する。該セン
サヘッド４５は、モータ３５によって、上記一次ブライ
ンドと共に同時に運動するようになされている。上記セ
ンサヘッドは、プログラム制御の下である範囲内で自由
に設計することのできる上述の如き本発明のＣＣＤセン
サシステムを備えている。

【００６３】図１２を参照すると、胸部蛍光透視撮影装
置が示されており、この装置においては、Ｘ線源７４が
狭いＸ線ビーム７３を発射し、該Ｘ線ビームは、患者Ｐ
の胸部を通過して、センサ７２に当たる。露光の間に、
Ｘ線源７４及びセンサ７２は、モータ７０によって、垂
直方向に移動する。センサ７２は、プログラム制御の下
で所定範囲内で自由に設計することのできる上述のタイ
プの本発明のＣＣＤセンサシステムである。

【００６４】上に例示した総ての装置は、スリットブラ
インド式の露光装置を用いて作動するが、本発明の用途
をそのような構成に限定して理解してはならない。例え
ば、図１１に示す装置は、胸部Ｍ全体を一度に観察する
という通常のＸ線透視法の原理を用いて作動することが
でき、これにより、本発明のＣＣＤセンサは、上記下方
の胸部サポートの寸法に等しい寸法を有するか、あるい
は、プログラム制御の下で所定範囲内で自由に設計可能
である本発明の上述のタイプの大面積マトリックスＣＣ
Ｄセンサシステムと少なくとも同じとすることができ
る。

【００６５】図１３には、本発明の撮像装置の第１の実
施例による制御装置８０が示されており、ユーザは、制
御パネル８１のキーパッドを介して、所望の撮像構造
（撮像コンフィグレーション）に必要とされる露光パラ
メータを上記制御装置に入力する。ユーザが入力するそ
のようなパラメータ、並びに、パラメータメモリ８２に
記憶された予め選択されたデータに基づき、制御装置８
０は、信号ＶＢｘ、ＨＢｘ及びＢＭによって、最も適正
なセンサシステムの設定値を制御電子要素ブロック１７
（図１及び図２）に送信する。露光の間に、制御装置８
０は、ＳＴＡＲＴ及びＳＹＮＣ信号によって、センサシ
ステムの作動をアプリケーションプラットフォームの他
の機能に同期させる。その複数のアクチュエータ（図１
３）は、概略的に示されるモータ８３、８４であり、こ
れらモータは、例えば、パノラマ式放射線撮影装置の上
記Ｃ型アーム回転モータ（図１０のモータ２４）、ある
いは、乳房Ｘ線撮影装置の一次ブラインド及び撮像セン
サの作動モータ（図１１のモータ３５及び４０）とする
ことができる。

【００６６】図１４には、パノラマ式放射線撮影装置／
頭部撮影装置の複合型の装置が示されており、複合型装
置は、図１０に示す構造と同様な構造を有しているが、
水平アーム２７が取り付けられており、この水平アーム
は、その一端部に、頭部撮影を行うためのスリット撮像
カメラ２８を担持しており、この撮像カメラには、プロ
グラム制御の下で所定範囲内で自由に設計可能な本発明
の上述のタイプのＣＣＤセンサシステムが取り付けてい
る点が異なっている。

【００６７】乳房Ｘ線撮影装置の露光は、通常は、図１
５Ａ及び図１５Ｂに示す構造を用いて行われる。図１５
Ａには、いわゆる接触露光が示されており、この接触露
光においては、放射線撮影すべき胸部Ｍが、撮像媒体１
００に対して実質的に平坦に押圧され、その胸部の目標
物Ｃが、Ｘ線ビームの助けにより、ある倍率で撮像媒体
１００上に撮像される。上記倍率の値は、図１５Ａ及び
図１５Ｂの記号を用いて、下式から計算することができ
る。

【数１】 実際には、押圧された胸部Ｍの厚みは、４５ｍｍであ
り、これにより、図１５Ａの接触露光の幾何学的配置
が、胸部のほぼ中間点で撮像すべき目標物Ｃの倍率より
も若干大きい倍率を与える。撮像媒体１００からＸ線源
の焦点Ｆまでの距離ＳＩＤが６５ｃｍに設定された撮像
の幾何学的配置においては、１．０３６の倍率が得られ
る。

【００６８】より厳密に観察するために、乳房Ｘ線撮影
は、いわゆる拡大露光を用いて実行され、この拡大露光
においては、目標物の細部がより大きく詳細に観察する
ことができる。その露光の幾何学的配置が、図１５Ｂに
示されている。この場合には、撮像すべき胸部Ｍは、撮
像媒体１００に押圧されているのではなく、上記撮像媒
体の上方にある拡大サポート１０１に押圧されている。
ここで、上の例に従って、距離ＯＩＤｍを３２．５ｃｍ
に設定すると、２．０の倍率が得られ、これにより、撮
像媒体１００上の目標物Ｃの像の寸法は、上述の例で得
られる寸法の２倍である。

【００６９】しかしながら、図１５Ｂに示す幾何学的配
置も欠点を有している。目標物Ｍが、Ｘ線管の焦点Ｆに
接近すると、目標物に与えられる放射線量は、距離の二
乗に比例し、これにより、図示のケースにおける放射線
量は、４倍の値まで増大する。また、Ｘ線管の焦点Ｆの
有限サイズが、撮像精度に悪い影響を与え始める。この
撮像プロセスは、変調伝達関数（ＭＴＦ）の助けによ
り、下式から方形の焦点スポットに関して上記関数を計
算することにより、評価することができる。

【数２】

【数３】

【００７０】ファクタＭは、倍率であり、Ｆは、Ｘ線管
の焦点スポットのサイズである。このサイズは、乳房Ｘ
線撮影装置においては、一般的に、接触露光では０．３
ｍｍであり、また、拡大露光では０．１ｍｍである。

【００７１】図１６には、種々の露光構造に関して、焦
点スポットの有限サイズに対するＭＴＦの曲線がプロッ
トされている。０．３ｍｍの焦点サイズを有する接触露
光に関する撮像分解能が、グラフＣ３１として示されて
おり、同じ焦点サイズを用いた場合の倍率２を有する拡
大露光がグラフＣ３２として示されている。図１６か
ら、拡大露光の分解能は、約６ｌｐ／ｍｍで低下してい
ることが分かり、この値は、どのような条件において
も、十分なものとは考えられない。そのような欠点のた
めに、通常は、より小さい０．１ｍｍの焦点サイズを拡
大露光において使用する。この焦点サイズ及び倍率の値
２に関して、拡大露光の分解能が、図１６のグラフＣ１
２に示されており、このグラフから、グラフＣ３２に比
較して分解能がかなり増大していることは明らかであ
る。しかしながら、図１６から分かるように、拡大分解
能は、０．３ｍｍの焦点を有する接触露光の分解能を表
すグラフＣ３１の分解能よりも劣っており、実際に、拡
大露光の有用性は、撮像構造の最も弱い要素に関係し、
そのような要素は、フィルム／強化スクリーンの複合体
であり、そのＭＴＦが、図１７のグラフＦＳに示されて
いる。ここにおいて、その倍率は、フィルム／強化スク
リーンの複合体の分解能を大きく改善し、これにより、
Ｘ線管の焦点からの距離が長いことにより生ずる不鮮明
さにも拘わらず、拡大露光における最終的な分解能は、
接触露光に比較して高い値に留まっている。

【００７２】図１７には、種々の撮像媒体の変調伝達関
数がプロットされている。デジタルＣＣＤイメージセン
サの分解能が、３０μｍのピクセルサイズに関して、グ
ラフＤ３０に示されており、また、６０μｍのピクセル
サイズに関して、グラフＤ６０に示されている。グラフ
ＦＳは、最近のフィルム／強化スクリーンの複合体の分
解能を示している。デジタル撮像センサのＭＴＦは、下
式から計算される。

【数４】 上式において、ｐは、ピクセルサイズ（μｍ）である。
図１７が、デジタル撮像センサの優れた分解能を示すこ
とは否定できない程度に明らかである。

【００７３】撮像装置全体の全体的な分解能は、そのサ
ブシステムの変調伝達関数の積を用いて得ることがで
き、これにより、現在のケースにおいては、焦点スポッ
トの変調伝達関数と撮像手段の伝達関数との積が用いら
れる。

【数５】

【００７４】図１８には、下の表に示す露光値に関して
上述の式から計算した変調伝達関数が示されており、ま
た、比較のために、フィルムの分解能も示してある。

【００７５】

【表２】

【００７６】図１８から、自由に設計可能なピクセルサ
イズを有し、より小さいピクセルサイズを用いて接触露
光として「拡大」露光を行う、本発明のセンサを用いる
と、通常の一定のピクセルサイズを用いる通常の拡大露
光において可能な分解能よりもかなり高い分解能を得る
ことができることは、直ちに明らかである。グラフＤ３
０ｃとＤ６０ｍとの間の唯一の違いは、接触露光に使用
される０．３ｍｍの焦点を表す変調伝達関数と拡大露光
に使用される０．１ｍｍの焦点との間の差によって生じ
るが、その理由は、センサの変調伝達関数は両方のケー
スにおいて同じであるからである。ここにおいて、３０
μｍのピクセルサイズを有する接触露光における撮像分
解能は、２の対物倍率を有する拡大露光における６０μ
ｍのピクセルに等しいことに注意する必要がある。

【００７７】本発明のセンサの可変分解能方法によって
可能となり、一定のピクセルサイズに基づく通常の拡大
露光法に比較して撮像分解能が改善される利益に加え
て、単一の焦点サイズの簡単で廉価なＸ線源だけを用い
ることができる。

【００７８】ここにおいて、Ｘ線管の陽極板上の０．１
ｍｍの焦点スポットの物理的面積は、０．３ｍｍの焦点
スポットよりもかなり小さく、従って、より大きな０．
３ｍｍの焦点スポットに許容されるパワーレベルの僅か
２０％を負荷させることができることを理解する必要が
ある。従って、より小さい焦点は、必然的に、同等の目
標物の撮像における露光時間の約５倍程度の長い露光時
間を必要とし、露光の間に患者が動いた場合には、像の
中に運動ぼけを生ずる可能性が高い。

【００７９】３０μｍのピクセルの面積は、６０μｍの
ピクセルの面積の僅か４分の１であるので、基本的に
は、３０μｍのピクセルは、上記大きなピクセルと同じ
レベルのセンサ出力信号を得るためには、４倍の放射線
量を撮像センサに与える必要があり、そのような放射線
量は、通常の撮像方法を用いる拡大露光で必要とされる
放射線量と全く同じである。しかしながら、本発明の方
法によれば、目標物を通過してその中で減衰する放射線
は、通常の拡大露光における状態に比較して、撮像手段
に衝突する前に、空気中の非常に短い距離の外には移動
する必要がなく、そのような空気中におけるＸ線の減衰
は、大きくないので、これにより、実際には、通常の撮
像方法に比較して、少ない放射線量が必要とされること
になる。

【００８０】本発明の乳房Ｘ線撮影の用途における別の
利益は、より小さいピクセルサイズで「拡大」露光を行
い、また、接触露光を用いることにより、像面積全体に
わたる「拡大」露光を必要に応じて行うことができるこ
とである。これにより、目標物がＸ線管に接近してされ
る場合の従来技術の欠点が排除され、例えば、２倍の倍
率が、撮像媒体上の像を極めて大きくするので、その４
分の１だけを記録することができる。

【００８１】上述の代表的な好ましい実施例に限定され
ることなく、本発明の細部は、請求の範囲に記載の本発
明の範囲内で、変形及び変更することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】ＴＤＩモードの撮像を行うようになされた制御
電子要素を備える本発明のＣＣＤセンサシステムの概略
的なブロック図である。

【図２】ＦＴモードの撮像を行うようになされた制御電
子要素を備える本発明のＣＣＤセンサシステムの図１の
ブロック図と等価の概略的なブロック図である。

【図３】本発明のＣＣＤセンサシステムの代表的な出力
信号のタイミング信号図である。

【図４】ＣＣＤセンサの出力信号におけるピクセル−比
電荷ゼロオフセットのレベルを感知するための構造の回
路図である。

【図５】ＣＣＤセンサシステムの出力信号におけるピク
セル電荷の垂直方向の総和のタイミング信号図である。

【図６】ＴＤＩモードの撮像においてフル分解能で運動
追跡を行うようになされた本発明の好ましい実施例のシ
ーケンス図である。

【図７】図６に示すＴＤＩモードの撮像シーケンスのタ
イミング信号図である。

【図８】暗電流成分を除去するためにシリアルシフトレ
ジスタの内容の「ディザリング（ｄｉｔｈｅｒｉｎ
ｇ）」を用いる、本発明の好ましい実施例のタイミング
信号図である。

【図９】三相クロック型のセンサを電荷転送状態にする
ための代表的な「ディザリング」クロック信号のタイミ
ング信号図である。

【図１０】歯科用のパノラマ式放射線検査装置に適用さ
れた本発明の実施例の軸方向の概略図である。

【図１１】乳房Ｘ線撮影装置に適用された本発明の実施
例の軸方向の概略図である。

【図１２】胸部蛍光透視検査装置に適用された本発明の
実施例の軸方向の概略図である。

【図１３】本発明のセンサシステム用の制御装置のレベ
ルの概略を示す基本的なブロック図である。

【図１４】頭部撮影モードの露光を行うためのセファロ
スタットを備える歯科用パノラマ式放射線検査装置に適
用された本発明の実施例の軸方向の概略図である。

【図１５】図１５Ａは、直接放射線写真を形成する乳房
Ｘ線撮影を示す幾何学的な図であり、図１５Ｂは、拡大
放射線写真を形成する乳房Ｘ線撮影を示す、図１５Ａと
等価の幾何学的な図である。

【図１６】乳房Ｘ線撮影の種々の用途に使用されるフォ
ーカスサイズの種々の別個の値に関する変調伝達関数
（ＭＴＦ）のプロットである。

【図１７】種々のタイプの撮像手段によって得ることの
できる分解能を示す、図１６と同様な変調伝達関数のプ
ロットである。

【図１８】種々の用途における撮像装置全体の全体的な
分解能を示す、図１６及び図１７と同様な変調伝達関数
のプロットである。

【符号の説明】

１０，１９ 撮像要素マトリックス １２ シリアルシフトレジスタ １３ 出力ウェル １７ 制御電子要素ブロック ８０ 制御装置 ８１ 制御パネル ８２ パラメータメモリ Ｏ，Ｐ，Ｍ 目標物

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁶ 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｈ０４Ｎ 5/32 Ｈ０４Ｎ 7/18 Ｌ 7/18 Ａ６１Ｂ 6/00 ３０３Ｆ

Claims (25)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 目標物（Ｏ；Ｐ；Ｍ）から反射される又
   は該目標物を通って伝達される放射線が、前記目標物
   （Ｏ；Ｐ；Ｍ）から得た像情報を搬送する電気的な出力
   信号を発生することのできる撮像センサシステムによっ
   て検知され、前記撮像センサシステムが、行及び列とし
   て短いピクセルとして配列された複数の写真撮像要素か
   ら構成される固体撮像センサを備えており、電磁放射線
   の助けにより目標物を撮像するための方法であって、前
   記撮像センサシステムは、該撮像センサシステムに使用
   されるセンサの放射線応答性の撮像要素を、センサマト
   リックスの行及び／又は列に沿って結合すなわちビンニ
   ングして、複数の撮像要素のクラスタにすることに基づ
   く、制御スキームによって構成され、前記クラスタの個
   々の撮像要素から得られる像情報を表す電荷が、電荷の
   形態で直接結合すなわち加算され、そのように形成され
   た電気信号が、更に処理を受け、前記撮像要素の前記ビ
   ンニングすなわち加算作業が、各々の露光の個々のニー
   ズに従ってケースバイケースで外部制御の下で実行さ
   れ、これにより、前記センサの分解能と感度との間の相
   対的な最適化を行うことを特徴とする撮像方法。
2. 【請求項２】 目標物（Ｏ；Ｐ；Ｍ）から反射される又
   は該目標物を通って伝達される放射線が、前記目標物
   （Ｏ；Ｐ；Ｍ）から得た像情報を搬送する電気的な出力
   信号を発生することのできる撮像センサシステムによっ
   て検知され、前記撮像センサシステムが、行及び列とし
   て短いピクセルとして配列された複数の写真撮像要素か
   ら構成される固体撮像センサを備えており、電磁放射線
   の助けにより目標物を撮像するための方法であって、当
   該方法は、ＴＤＩモードの撮像技術に応用され、これに
   より、撮像すべき目標物と前記撮像センサとが、相対的
   に相互に運動するようになされており、ＣＣＤセンサ要
   素上に撮像されるべき前記目標物から形成される電荷モ
   ードの像が、前記相対的な運動と同じ速度で伝達され、
   前記目標物から集めた像情報が、前記センサの感度を増
   大させると同時に、長い時間にわたって蓄積され、前記
   センサの物理的なピクセルサイズは、センサから要求さ
   れる最大分解能を達成するに必要なピクセルサイズより
   も小さくなるように選択され、撮像すべき前記目標物と
   前記撮像センサとの間の相対的な運動によって生ずる像
   ぼけが、前記ＣＣＤセンサのピクセルの物理的なサイズ
   に相当する同期されたステップで前記ピクセルの電荷を
   移動させることにより減少され、これにより、撮像すべ
   き前記目標物と前記ＣＣＤセンサとの間の相対的な運動
   の追跡が、極めて高い精度で行われることを特徴とする
   撮像方法。
3. 【請求項３】 請求項１の撮像方法において、当該方法
   が、請求項２の方法と組み合わせて適用されることを特
   徴とする撮像方法。
4. 【請求項４】 請求項１乃至３のいずれかの撮像方法に
   おいて、当該方法が、ＣＣＤセンサに適用されることを
   特徴とする撮像方法。
5. 【請求項５】 請求項１乃至４のいずれかの撮像方法に
   おいて、当該方法が、電磁放射線としてＸ線を用い、前
   記目標物を通過する前記放射線（Ｏ；Ｐ；Ｍ）が、プロ
   グラム制御の下で所定範囲内で自由に設計可能な撮像セ
   ンサシステムによって検知されることを特徴とする撮像
   方法。
6. 【請求項６】 請求項１乃至５のいずれかの撮像方法に
   おいて、前記撮像センサシステムから得たアナログ出力
   信号が、通常のディスプレイ手段によって視覚化するの
   に適した、及び／又は、通常の記憶手段にデジタルフォ
   ーマットで記憶するのに適した、デジタルフォーマット
   に変換されることを特徴とする撮像方法。
7. 【請求項７】 請求項１乃至６のいずれかの撮像方法に
   おいて、前記ＣＣＤセンサの撮像要素すなわちピクセル
   がビンニングすなわち結合されて、前記センサマトリッ
   クスの行及び／又は列に沿う大きなクラスタになされ、
   水平方向における前記ビンニングは、シリアルシフトレ
   ジスタ（１２）に伝達することにより、複数の撮像要素
   の列の電荷を生じさせるようになされ、その後、前記伝
   達されて前記シリアルシフトレジスタに加算された前記
   電荷は、前記撮像センサシステムから読出されて、複数
   の撮像要素の前記電荷が合計され、前記センサの垂直方
   向における電荷の合計作業が、最初に、前記撮像センサ
   システムの出力ウェル（１３）をクリアし、次に、前記
   センサの出力電圧を感知する前に、前記複数のシリアル
   シフトレジスタ（１２）の電荷ウエル（１３）の内容を
   前記出力ウェルの中に伝達することを特徴とする撮像方
   法。
8. 【請求項８】 請求項７の撮像方法において、前記垂直
   方向のピクセル電荷のビンニングは、前記出力信号か
   ら、前記出力ウェル（１３）の電荷ゼロオフセットレベ
   ルを感知することにより実行され、前記出力ウェルは、
   適宜な時間（Ｚ０）において与えられる信号（ＣＤＳ）
   の助けにより、クリアパルス（ＯＲ）を与えることによ
   り事前にクリアされており、その後、ある時間において
   ピクセル電荷が前記出力ウェル（１３）の中に合計さ
   れ、これにより、前記各工程の後に、前記像センサの出
   力信号が、信号（ＳＨ）の制御の下で感知され、前記出
   力ウェル（１３）は、次の出力感知作業のためにクリア
   されることを特徴とする撮像方法。
9. 【請求項９】 請求項７又は８の撮像方法において、前
   記制御電子要素ブロック（１７）が、入力信号（ＶＢ
   ｘ）によって制御され、前記制御電子要素ブロックの制
   御の下で、前記入力信号（ＶＢｘ）によって決定される
   ピクセル電荷の数が、前記出力ウェル（１３）に伝達さ
   れ、その後、前記出力信号が感知されることを特徴とす
   る撮像方法。
10. 【請求項１０】 請求項１乃至９のいずれかの撮像方法
    において、前記シリアルシフトレジスタ（１２）の長さ
    が、加算すべきピクセルの数で整数として割りきれない
    場合には、前記制御電子要素ブロック（１７）は、前記
    割り算の余りに等しい空のピクセル電荷の数を前記出力
    信号の最後のサンプルに加算すべき命令を出し、これに
    より、行の同期化が失われないようにすることを特徴と
    する撮像方法。
11. 【請求項１１】 請求項１乃至１０のいずれかの撮像方
    法において、前記撮像センサシステムの垂直方向のピク
    セルは、請求項１に従って加算され、ピクセル電荷の水
    平方向のビンニングすなわち加算作業は、入力信号（Ｈ
    Ｂｘ）によって決定される行の数が前記シリアルシフト
    レジスタに伝達されるまで、前記撮像要素マトリックス
    （１０）の電荷を、常に一時に１行ずつ、前記シリアル
    シフトレジスタ（１２）に伝達することにより実行さ
    れ、その後にだけ、前記シリアルシフトレジスタ（１
    ２）の読出しが通常の態様で行われ、この作動モード
    は、前記撮像センサシステムの前記制御電子要素ブロッ
    クの入力信号によって、選択可能であることを特徴とす
    る撮像方法。
12. 【請求項１２】 請求項１乃至１１の撮像方法におい
    て、ディザリングされた刻時スキームが、上述の態様で
    作動する前記シリアルシフトレジスタ（１２）の作動に
    与えられ、これにより、前記シリアルシフトレジスタ
    （１２）の前記電荷ウエルの暗電流成分が実質的に解消
    されることを特徴とする撮像方法。
13. 【請求項１３】 請求項１２の撮像方法において、前記
    各々のシリアルシフトレジスタ（１２）は、適宜な時点
    で読み取られ、また、他の時点の間に、ディザリングさ
    れた刻時スキームが、前記シリアルシフトレジスタ（１
    ２）の作動に与えられ、前記刻時サイクルステップは、
    前記シリアルシフトレジスタ（１２）の刻時信号によっ
    て極めて短くなり、これにより、暗電流成分が実質的に
    排除されることを特徴とする撮像方法。
14. 【請求項１４】 請求項１２又は１３の撮像方法におい
    て、前記シリアルシフトレジスタ（１２）のクロック信
    号は、前記撮像要素マトリックス（１０；１９）の電荷
    が前記シリアルシフトレジスタ（１２）へ移動し始める
    間に、制御された状態でそれぞれの正しい状態に補正さ
    れ、前記調時スキームにおいては、前記撮像要素マトリ
    ックスのクロック信号（ＩＯｘ）が、電荷の伝達を実行
    するために必要なシーケンスを通過し、その間に、前記
    シリアルシフトレジスタ（１２）のクロック信号は、前
    記電荷が前記シリアルシフトレジスタ（１２）に伝達さ
    れる前に、正しい状態に補正されなければならないこと
    を特徴とする撮像方法。
15. 【請求項１５】 請求項１乃至１４のいずれかの撮像方
    法において、前記ＣＣＤセンサのピクセルサイズは、２
    ０〜５０μｍ×２０〜５０μｍ、最も好ましくは、約３
    ０μｍ×３０μｍ程度になるように寸法決めされ、前記
    ＣＣＤセンサ、及び、ピクセルのクラスタへの加算作業
    のプログラム制御されるコンフィグレーションは、制御
    可能になされ、これにより、乳房Ｘ線撮影装置において
    は、前記加算されたクラスタのサイズは、１×１ピクセ
    ルから２×２ピクセルであり、最大可能な分解能を用い
    て、加算作業を行うことなく、拡大乳房Ｘ線撮影が実行
    され、また、２×２ピクセルの加算されたクラスタサイ
    ズを用いて、通常の接触乳房Ｘ線撮影が実行され、歯科
    用のパノラマ式放射線撮影装置において、同一の１つの
    撮像センサシステムが用いられ、これにより、ピクセル
    の加算は、３×３のピクセル乃至６×６のピクセルのク
    ラスタサイズの範囲内で自由に選択されるようになされ
    ており、前記歯科用のパノラマ式放射線撮影装置と組み
    合わせて、頭部撮影装置が設けられ、前記頭部撮影装置
    においては、前記ＣＣＤセンサのピクセルの加算作業
    が、６×６ピクセル乃至８×８ピクセルのクラスタサイ
    ズの範囲内で選択可能になされていることを特徴とする
    撮像方法。
16. 【請求項１６】 請求項１乃至１５のいずれかの撮像方
    法において、所望の撮像コンフィグレーションに必要な
    露光パラメータをユーザが入力することができる制御装
    置（８０）が使用され、前記パラメータは、制御信号
    （ＶＢｘ、ＨＢｘ、ＢＭ）を介して、ＣＣＤセンサシス
    テムの制御電子要素ブロック（１７）に対する最も適正
    な撮像センサの設定値を決定し、露光の間に、前記制御
    装置（８０）は、制御信号（ＳＴＡＲＴ、ＳＹＮＣ）の
    助けにより、前記撮像センサシステムの作動を放射線撮
    影装置の他の機能に同期させることを特徴とする撮像方
    法。
17. 【請求項１７】 請求項１６の撮像方法において、前記
    制御装置（８０）は、該制御装置に関連して設けられる
    パラメータメモリ（８２）に記憶された、ユーザが入力
    するパラメータに基づいて、作動されることを特徴とす
    る撮像方法。
18. 【請求項１８】 撮像すべき目標物に電磁放射線を発射
    するための手段と、撮像センサシステムとを備え、該撮
    像センサシステムが、行及び列として短いピクセルで配
    列された複数の撮像要素を含む半導体センサを有してお
    り、更に、前記撮像センサシステムの電気的な出力信号
    を検知及び／又は記憶するための手段を備えている、目
    標物を撮像するための装置であって、前記撮像センサシ
    ステムのためのコンフィグレーションシステムを備えて
    おり、該コンフィグレーションシステムは、前記撮像セ
    ンサシステムに使用される前記センサの放射線応答性の
    撮像要素を、センサマトリックスの行及び／又は列に沿
    って、結合すなわち加算して複数の撮像要素から成るク
    ラスタにすることを許容し、前記センサシステムは、前
    記クラスタの個々の撮像要素から得られる像情報を表す
    電荷が、電荷の形態で直接加算することができるよう
    に、接続され且つ制御されることを特徴とする撮像装
    置。
19. 【請求項１９】 撮像すべき目標物に電磁放射線を発射
    するための手段と、撮像センサシステムとを備え、該撮
    像センサシステムが、行及び列として短いピクセルで配
    列された複数の撮像要素を含む固体撮像センサを有して
    おり、更に、前記撮像センサシステムの電気的な出力信
    号を検知及び／又は記憶するための手段を備えている、
    目標物を撮像するための装置であって、制御装置を有す
    るＣＣＤ撮像センサシステムと、撮像すべき目標物と前
    記センサシステムとの間の相対的な相互運動を与えるこ
    とのできる装置とを備えており、前記制御装置は、前記
    撮像すべき目標物から形成された電荷モードの像を、前
    記相対的な運動と同じ速度で、前記ＣＣＤセンサ要素に
    伝達するようになされており、前記センサの物理的なピ
    クセルサイズは、センサが必要とする最大分解能を達成
    するに必要なピクセルサイズよりも小さくなるように選
    択され、前記撮像すべき目標物と前記撮像センサとの間
    の前記相対的な運動によって生ずる像ぼけが、前記ピク
    セルの電荷を、前記ＣＣＤセンサのピクセルの物理的な
    サイズに相当する同期されたステップで移動させること
    により、減少され、これにより、前記撮像すべき目標物
    と前記ＣＣＤセンサとの間の前記相対的な運動の追跡
    が、極めて高い精度で行われることを特徴とする撮像装
    置。
20. 【請求項２０】 請求項１８の撮像装置において、当該
    装置が、請求項１９の装置と組み合わされることを特徴
    とする撮像装置。
21. 【請求項２１】 請求項１８乃至２０のいずれかお撮像
    装置において、前記コンフィグレーションシステムは、
    制御パネル（８１）を有する制御装置（８０）を備えて
    おり、前記制御パネルを介して、ユーザは、所望の撮像
    コンフィグレーションに関して前記撮像センサシステム
    を設定するために必要な露光パラメータを入力すること
    ができることを特徴とする撮像装置。
22. 【請求項２２】 請求項２１の撮像装置において、前記
    制御装置（８０）は、パラメータメモリ（８２）を備え
    ており、これにより、前記メモリに記憶された予め選択
    されたデータ、並びに、制御パネル（８１）を介して前
    記メモリに入力されたパラメータに基づいて、当該撮像
    装置の制御電子要素ブロック（１７）が、制御信号（Ｖ
    Ｂｘ，ＨＢｘ，ＢＭ）によって制御され、前記制御装置
    （８０）から、前記撮像センサシステムの作動を行わせ
    るための同期化信号（ＳＴＡＲＴ，ＳＹＮＣ）を得るこ
    とができることを特徴とする撮像装置。
23. 【請求項２３】 請求項１８乃至２２のいずれかの撮像
    装置において、当該装置に使用される前記撮像センサ
    は、ＣＣＤセンサであり、前記電磁放射線を発射するた
    めの手段は、Ｘ線源であることを特徴とする撮像装置。
24. 【請求項２４】 請求項２３の撮像装置において、当該
    装置が、Ｘ線源を備える乳房Ｘ線撮影装置（図１１）、
    歯科用のパノラマ式放射線撮影装置（図１０）、歯科用
    パノラマ式放射線撮影装置／頭部撮影装置の複合装置
    （図１４）、あるいは、胸部蛍光透視撮影装置に適用さ
    れ、これにより、通常のフィルム／カセット記録媒体
    が、本発明の撮像センサシステムによって置き換えられ
    ることを特徴とする撮像装置。
25. 【請求項２５】 請求項１８乃至２４のいずれかの撮像
    装置において、請求項１２乃至２４のいずれかの方法を
    実行するように適用され、当該装置が、ＣＣＤセンサシ
    ステムと、シリアルシフトレジスタ（１２）とを備えて
    おり、これらＣＣＤセンサシステム及びシリアルシフト
    レジスタは、ディザリングされた刻時スキームを用い
    て、前記シリアルシフトレジスタ（１２）の電荷ウエル
    の暗電流成分を除去するように配列されていることを特
    徴とする撮像装置。