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技術 放射線撮像装置、放射線撮像システム及びプログラム

出願人 キヤノン株式会社
発明者 遠藤忠夫亀島登志男八木朋之竹中克郎横山啓吾
出願日 2011年4月22日 (8年3ヶ月経過) 出願番号 2011-096022
公開日 2011年10月6日 (7年10ヶ月経過) 公開番号 2011-194242
状態 特許登録済
技術分野 放射線診断機器 放射線の測定 光信号から電気信号への変換
主要キーワード 入力オフセット電流 放射線フィルタ 非照射状態 検出ゲイン レール型 外部構成要素 ディジタル撮影 信号基準
関連する未来課題
重要な関連分野

この項目の情報は公開日時点(2011年10月6日)のものです。
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図面 (11)

課題

静止画撮影モード動画撮影モード等の複数の撮影条件に対応して、放射線照射時及び放射線非照射時の出力を撮像系のダイナミックレンジの範囲内に収め、正確でS/N比の高い放射線撮影画像を得ることを可能とする。

解決手段

演算部7により、X線照射時における電気信号最大値又は最小値と、X線非照射時における電気信号の最小値又は最大値とが、共に読出回路部3及びA/D変換部4のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、電圧制御手段6から読出回路部3への印加電圧を調節する。

概要

背景

従来、病院医院等で設置されている放射線撮影システムには、アナログ撮影方式及びディジタル撮影方式がある。アナログ撮影方式では、患者X線などの放射線照射し、患者を透過した放射線をフィルム露光する。ディジタル撮影方式では、患者を透過した放射線を電気信号に変換してディジタルデータとして画像データを得る。

ディジタル撮影方式には、CR(Computed Radiography)方式やFPD(Flat Panel Detector)方式がある。CR方式では、BaFBrを主材料にした輝尽性蛍光体放射線像を一旦蓄像し、後にレーザビームスキャンしてディジタルデータを得る。FPD方式では、患者を透過した放射線を、Gd2O2S:TbやCsI:Tlなどのシンチレータ可視光に変換し、アモルファスシリコン半導体を主材料にした光電変換素子で電気信号に変換する。また、FPD方式には、シンチレータを用いず、直接放射線を電気信号に変える例えばアモルファスセレンを材料に用いるものもある。前者は間接型FPD、後者は直接型FPDと呼ばれている。

近年では、透視撮影や術中の血管造影撮影など、従来イメージインテンシファイア(I.I.)で行われていたような動画の撮影を、FPDで行う要望が高まってきている。その理由は、I.I.が、周囲の画像歪みやの問題や、強い放射線照射時ハレーションの問題や、長期間使用における感度劣化の問題などがあるのに対し、FPDにはそのような問題がなく、特に近年は、比較的安価に作成 できるようになりつつあるからである。また、CR方式は、1980年代から、ディジタル化が可能な装置として広く普及しているが、動作原理上、動画撮影には不向きな面がある。つまり、静止画のCR方式と動画のI.I.の双方の機能を備え持つFPD方式は、今後の医療におけるディジタル化の主流になるものと考えられる。FPD方式を用いたディジタル化は、病院内での、ワークフローを大きく改善し、撮影データの記録、印刷が容易になるだけでなく、コンピュータを用いた高度な画像処理技術を駆使すれば診断効率の向上に大きく貢献できるものと期待できる。1990年後半から、FPD方式を採用した立位臥位タイプの放射線撮影装置発売され、最近では、動画撮影が可能なX線撮影装置が提案され、発売に至っている。

動画撮影(透視撮影)においては、静止画撮影に比べて、連続的に長時間の放射線を患者に照射するために、患者の被曝低減を考慮しなければならず、静止画撮影に比べてFPDの高感度化が課題となる。静止画撮影においては、例えば、放射線が通過しやすい肺野部と透過しにくい縦隔部を1回の撮影で画像を捉える必要があり、感度もさることながらFPDのダイナミックレンジ重視される。このように、静止画撮影と動画撮影とでは、1つの画像を取得するために照射される放射線量が異なる。

特開2004−23654号公報(特許文献1)では、動画撮影モード静止画撮影モードにおいて、読出回路部に設定される動画撮影モード時のゲイン(Gf)と静止画撮影モード時のゲイン(Gs)の関係を、Gf>Gsとしている例が開示されている。これは、ゲイン設定回路以降で発生するランダムノイズを考慮し、動画時のゲインを上げることでFPDのSNRを向上させるためである。

また、特開平11−331703号公報(特許文献2)では、撮影モードに応じて信号量が異なるために、A/D変換器のダイナミックレンジを有効に利用して検出画像のS/N比を向上させる目的で、ゲインを切り替える構成が開示されている。また、この特許文献2では、DSAモードと透視モードでは電荷量が3桁も異なるために、信号検出用増幅器積分アンプとし、積分容量を切り替えている。容量の値の微調整が困難である場合、その後段のゲインで微調整することも可能と開示されている。特許文献2では、積分アンプの容量の切り替えと後段のゲインの切り替えに関して、文言上別に表記されているが、容量の切り替え信号ベルを変化させるという意味では、ゲイン切り替えと同様の意味と考えられる。

また、一般に大面積のFPDを用いた動画撮影においては、画素加算駆動を行い、フレームレートを高めている。特許文献2では、スイッチ素子を駆動する走査線抵抗や容量により走査線駆動信号の信号遅延波形歪みが生じる。そのため、通常の駆動で、循環器系診断ステム(動画撮影)に求められるフレームレートが得られず、一度に複数本の走査線をオンさせる(画素加算駆動)ことによりフレームレートを高めている。

概要

静止画撮影モードや動画撮影モード等の複数の撮影条件に対応して、放射線照射時及び放射線非照射時の出力を撮像系のダイナミックレンジの範囲内に収め、正確でS/N比の高い放射線撮影画像を得ることを可能とする。演算部7により、X線照射時における電気信号の最大値又は最小値と、X線非照射時における電気信号の最小値又は最大値とが、共に読出回路部3及びA/D変換部4のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、電圧制御手段6から読出回路部3への印加電圧を調節する。

目的

これにより、正確でS/N比の高い放射線撮影画像を得ることを可能とする放射線撮像装置放射線撮像システム及びプログラムを提供する

効果

実績

技術文献被引用数
0件
牽制数
2件

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請求項1

放射線電気信号に変換する放射線検出素子と、前記放射線検出素子を選択して前記電気信号を転送するためのスイッチング素子と、を有してなる画素基板上に複数並設されてなり、放射線を検出する放射線検出手段と前記放射線検出手段からの電気信号を読み出す信号読出手段と、前記信号読出手段からの電気信号をA/D変換するA/D変換手段と、前記信号読出手段への印加電圧を制御する電圧制御手段と、放射線照射時における前記電気信号の最大値放射線非照射時における前記電気信号の最小値とが、又は、放射線照射時における前記電気信号の最小値と放射線非照射時における前記電気信号の最大値とが、いずれも前記信号読出手段及び前記A/D変換手段のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、前記印加電圧を調節する電圧調節手段と、を含み、複数の撮影モードで撮影し得る放射線撮像装置であって、前記信号読出手段は、反転入力端子に前記放射線検出手段からの電気信号を入力し非反転入力端子に第1の基準電圧が供給される第1のオペアンプと、反転入力端子に直列接続された容量を介して前記第1のオペアンプからの電気信号を入力し非反転入力端子に第2の基準電圧が供給される第2のオペアンプを含み、前記電圧調節手段は、前記印加電圧として前記第2の基準電圧を、前記各撮影モードに応じて調節することを特徴とする放射線撮像装置。

請求項2

前記放射線照射時における前記電気信号の最大値と前記放射線非照射時における前記電気信号の最小値とが、又は、放射線照射時における前記電気信号の最小値と放射線非照射時における前記電気信号の最大値とが、いずれも前記ダイナミックレンジの範囲内に収まるように、撮影条件との関係で予め関数化されており、前記電圧調節手段は、前記関数に基づいて、撮影時において当該撮影の前記撮影条件に適合した前記第2の基準電圧を選択することを特徴とする請求項1に記載の放射線撮像装置。

請求項3

前記撮影条件のパラメータは、放射線源管電圧、前記放射線源の管電流照射パルス時間、前記放射線源と前記放射線検出手段との距離、放射線フィルタの厚さ及び材質、前記放射線検出手段へ印加される電圧条件、前記信号読出手段の積分容量、及び前記信号読出手段の検出ゲインであることを特徴とする請求項2に記載の放射線撮像装置。

請求項4

被写体へ放射線を照射する放射線源と、被写体からの放射線を撮像する請求項1〜3のいずれか1項に記載の放射線撮像装置と、を含む放射線撮像システム

請求項5

被写体へ放射線を照射する放射線源と、放射線を電気信号に変換する放射線検出素子と、前記放射線検出素子を選択して前記電気信号を転送するためのスイッチング素子と、を有してなる画素が基板上に複数並設されてなり、被写体からの放射線を検出する放射線検出手段と、前記放射線検出手段からの電気信号を読み出す信号読出手段と、前記信号読出手段からの前記電気信号をA/D変換するA/D変換手段と、前記信号読出手段への印加電圧を制御する電圧制御手段と、を備え、被写体からの放射線を撮像する放射線撮像装置と、前記放射線源からの放射線照射時における前記電気信号の最大値と放射線非照射時における前記電気信号の最小値とが、又は、放射線照射時における前記電気信号の最小値と放射線非照射時における前記電気信号の最大値とが、いずれも前記信号読出手段及び前記A/D変換手段のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、前記電圧制御手段から前記信号読出手段への前記印加電圧を調節する電圧調節手段と、を含み、複数の撮影モードで撮影し得る放射線撮像システムであって、前記信号読出手段は、反転入力端子に前記放射線検出手段からの電気信号を入力し非反転入力端子に第1の基準電圧が供給される第1のオペアンプと、反転入力端子に直列接続された容量を介して前記第1のオペアンプからの電気信号を入力し非反転入力端子に第2の基準電圧が供給される第2のオペアンプを含み、前記電圧調節手段は、前記印加電圧として前記第2の基準電圧を、前記各撮影モードに応じて調節することを特徴とする放射線撮像システム。

請求項6

前記放射線照射時における前記電気信号の最大値と前記放射線非照射時における前記電気信号の最小値とが、又は、放射線照射時における前記電気信号の最小値と放射線非照射時における前記電気信号の最大値とが、いずれも前記ダイナミックレンジの範囲内に収まるように、撮影条件との関係で予め関数化されており、前記電圧調節手段は、前記関数に基づいて、撮影時において当該撮影の前記撮影条件に適合した前記第2の基準電圧を選択することを特徴とする請求項5に記載の放射線撮像システム。

請求項7

前記撮影条件のパラメータは、放射線源の管電圧、前記放射線源の管電流、照射パルス時間、前記放射線源と前記放射線検出手段との距離、放射線フィルタの厚さ及び材質、前記放射線検出手段へ印加される電圧条件、前記信号読出手段の積分容量、及び前記信号読出手段の検出ゲインであることを特徴とする請求項6に記載の放射線撮像システム。

請求項8

コンピュータに、複数の撮影モードの各撮影モードに応じて、放射線照射時に放射線を電気信号に変換する放射線検出素子と前記放射線検出素子を選択して前記電気信号を転送するためのスイッチング素子とを有してなる画素が基板上に複数並設されてなる放射線検出装置によって検出され信号読出手段によって読み出される電気信号の最大値と放射線非照射時に前記放射線検出装置によって検出され前記信号読出手段によって読み出される電気信号の最小値とが、又は、放射線照射時に放射線検出装置によって検出され信号読出手段によって読み出される電気信号の最小値と放射線非照射時に前記放射線検出装置によって検出され前記信号読出手段によって読み出される電気信号の最大値とが、いずれも前記信号読出手段及び前記信号読出手段からの電気信号をA/D変換するA/D変換手段のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、反転入力端子に前記放射線検出装置からの電気信号を入力し非反転入力端子に第1の基準電圧が供給される第1のオペアンプと、反転入力端子に直列接続された容量を介して前記第1のオペアンプからの電気信号を入力し非反転入力端子に第2の基準電圧が供給される第2のオペアンプを含む前記信号読出手段への印加電圧を制御する電圧制御手段から前記信号読出手段への前記印加電圧としての前記第2の基準電圧を前記各撮影モードに応じて調節する手順を実行させるためのプログラム

技術分野

0001

本発明は、例えば医療用診断工業用非破壊検査等に用いて好適な放射線撮像装置放射線撮像システム及びプログラムに関する。なお、本明細書では、「放射線」には、X線γ線などの電磁波やα線β線等が含まれるものとする。

背景技術

0002

従来、病院医院等で設置されている放射線撮影システムには、アナログ撮影方式及びディジタル撮影方式がある。アナログ撮影方式では、患者にX線などの放射線を照射し、患者を透過した放射線をフィルム露光する。ディジタル撮影方式では、患者を透過した放射線を電気信号に変換してディジタルデータとして画像データを得る。

0003

ディジタル撮影方式には、CR(Computed Radiography)方式やFPD(Flat Panel Detector)方式がある。CR方式では、BaFBrを主材料にした輝尽性蛍光体放射線像を一旦蓄像し、後にレーザビームスキャンしてディジタルデータを得る。FPD方式では、患者を透過した放射線を、Gd2O2S:TbやCsI:Tlなどのシンチレータ可視光に変換し、アモルファスシリコン半導体を主材料にした光電変換素子で電気信号に変換する。また、FPD方式には、シンチレータを用いず、直接放射線を電気信号に変える例えばアモルファスセレンを材料に用いるものもある。前者は間接型FPD、後者は直接型FPDと呼ばれている。

0004

近年では、透視撮影や術中の血管造影撮影など、従来イメージインテンシファイア(I.I.)で行われていたような動画の撮影を、FPDで行う要望が高まってきている。その理由は、I.I.が、周囲の画像歪みやの問題や、強い放射線照射時ハレーションの問題や、長期間使用における感度劣化の問題などがあるのに対し、FPDにはそのような問題がなく、特に近年は、比較的安価に作成 できるようになりつつあるからである。また、CR方式は、1980年代から、ディジタル化が可能な装置として広く普及しているが、動作原理上、動画撮影には不向きな面がある。つまり、静止画のCR方式と動画のI.I.の双方の機能を備え持つFPD方式は、今後の医療におけるディジタル化の主流になるものと考えられる。FPD方式を用いたディジタル化は、病院内での、ワークフローを大きく改善し、撮影データの記録、印刷が容易になるだけでなく、コンピュータを用いた高度な画像処理技術を駆使すれば診断効率の向上に大きく貢献できるものと期待できる。1990年後半から、FPD方式を採用した立位臥位タイプの放射線撮影装置発売され、最近では、動画撮影が可能なX線撮影装置が提案され、発売に至っている。

0005

動画撮影(透視撮影)においては、静止画撮影に比べて、連続的に長時間の放射線を患者に照射するために、患者の被曝低減を考慮しなければならず、静止画撮影に比べてFPDの高感度化が課題となる。静止画撮影においては、例えば、放射線が通過しやすい肺野部と透過しにくい縦隔部を1回の撮影で画像を捉える必要があり、感度もさることながらFPDのダイナミックレンジ重視される。このように、静止画撮影と動画撮影とでは、1つの画像を取得するために照射される放射線量が異なる。

0006

特開2004−23654号公報(特許文献1)では、動画撮影モード静止画撮影モードにおいて、読出回路部に設定される動画撮影モード時のゲイン(Gf)と静止画撮影モード時のゲイン(Gs)の関係を、Gf>Gsとしている例が開示されている。これは、ゲイン設定回路以降で発生するランダムノイズを考慮し、動画時のゲインを上げることでFPDのSNRを向上させるためである。

0007

また、特開平11−331703号公報(特許文献2)では、撮影モードに応じて信号量が異なるために、A/D変換器のダイナミックレンジを有効に利用して検出画像のS/N比を向上させる目的で、ゲインを切り替える構成が開示されている。また、この特許文献2では、DSAモードと透視モードでは電荷量が3桁も異なるために、信号検出用増幅器積分アンプとし、積分容量を切り替えている。容量の値の微調整が困難である場合、その後段のゲインで微調整することも可能と開示されている。特許文献2では、積分アンプの容量の切り替えと後段のゲインの切り替えに関して、文言上別に表記されているが、容量の切り替え信号ベルを変化させるという意味では、ゲイン切り替えと同様の意味と考えられる。

0008

また、一般に大面積のFPDを用いた動画撮影においては、画素加算駆動を行い、フレームレートを高めている。特許文献2では、スイッチ素子を駆動する走査線抵抗や容量により走査線駆動信号の信号遅延波形歪みが生じる。そのため、通常の駆動で、循環器系診断システム(動画撮影)に求められるフレームレートが得られず、一度に複数本の走査線をオンさせる(画素加算駆動)ことによりフレームレートを高めている。

先行技術

0009

特開2004−23654号公報
特開平11−331703号公報

発明が解決しようとする課題

0010

一般に、動画モード静止画モード、あるいはその他の撮影モードなど、撮影モードによって、放射線量すなわちFPDからの信号量が異なり、信号が小さい撮影モードにおいては、読出回路部内のゲインを変える方法が知られている。例えば、特許文献2では、DSAモードと透視モードでは電荷量が3桁も異なると説明されており、ゲインの設定を高くすると以下に示す問題を生じる。

0011

(1)読出回路部内のオペアンプにおいて、チャネル単位の各オペアンプの入力オフセット電圧入力オフセット電流が異なるために、暗時における出力がチャネル単位でばらつく(暗時オフセットばらつき)。
(2)放射線撮像回路部内において、画素単位で、センサダーク電流、スイッチ素子のゲート電極ソース電極間の容量(Cgs)、スイッチ素子のソースドレイン間リーク電流などがばらつく。これにより、暗時における出力が画素単位でばらつく(暗時オフセットばらつき)。

0012

特に、DSAモードと透視モードのような3桁の電荷量の相違を補うように、高いゲインをかけると、読出回路部の設計にもよるが、暗時オフセットばらつき(Voff)と信号量の関係(Vsig)が以下のようになる。
Voff≒Vsig
または、
Voff>Vsig

0013

図10は、以上の問題点を説明するための特性図である。
図示のように、高いゲインをかけた場合には、暗時オフセットばらつき(Voff)が大きくなり、読出回路部のダイナミックレンジを逸脱してしまうエラー画素が発生する。または、暗時オフセットばらつき(Voff)が、読出回路部のダイナミックレンジの範囲内にあったとしても、図示はしていないが、後段のADコンバータのダイナミックレンジを超える場合もある。このようなことが生じれば、放射線画像情報を正しく得ることはできない。

0014

また、以上の問題は、ゲインを大きく設定した場合にだけ、起こるものではない。
循環器系診断で用いられる動画撮影モードにおいては、画素加算駆動を用いてフレームレートを高めている。画素加算駆動は、一度に複数行スイッチング素子を駆動するため、線撮像素子のダーク電流やスイッチング素子のゲート電極−ソース電極間の容量(Cgs)などに起因する暗時オフセットのばらつき量も必然的に大きくなる。もちろん、画素加算駆動では、加算数に比例して信号量も増加する。

0015

一般に、医療用放射線撮像装置は、患者の被曝低減のため高いS/N比が求められる。そのため、読出回路部や放射線撮像回路部で発生する暗時オフセット出力は、撮影のプロセスにおいて、放射線を照射しない時(非照射時)に一旦データを取得しておき放射線照射時のデータから差し引くことが望ましい。放射線照射時の出力は、放射線非照射時の出力すなわち暗時オフセット出力に重畳されているため、放射線照射時だけの出力を得ただけでは、正しい撮像情報を得られるとは限らない。特に、ゲインを高く設定した場合、暗時オフセット出力がダイナミックレンジを下回っていた場合でも、放射線を照射した放射線信号出力が、ダイナミックレンジの範囲内に納まる場合がある。放射線照射時と放射線線非照射時の双方の出力が、系のダイナミックレンジにあることが必要となる。

0016

本発明は、上記の課題に鑑みてなされたものであり、静止画撮影モードや動画撮影モード等の複数の撮影条件に対応して、放射線照射時及び放射線非照射時の出力を撮像系のダイナミックレンジの範囲内に収める。これにより、正確でS/N比の高い放射線撮影画像を得ることを可能とする放射線撮像装置、放射線撮像システム及びプログラムを提供することを目的とする。

課題を解決するための手段

0017

本発明の放射線撮像装置は、放射線を電気信号に変換する放射線検出素子と、前記放射線検出素子を選択して前記電気信号を転送するためのスイッチング素子と、を有してなる画素基板上に複数並設されてなり、放射線を検出する放射線検出手段と前記放射線検出手段からの電気信号を読み出す信号読出手段と、前記信号読出手段からの電気信号をA/D変換するA/D変換手段と、前記信号読出手段への印加電圧を制御する電圧制御手段と、放射線照射時における前記電気信号の最大値と放射線非照射時における前記電気信号の最小値とが、又は、放射線照射時における前記電気信号の最小値と放射線非照射時における前記電気信号の最大値とが、いずれも前記信号読出手段及び前記A/D変換手段のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、前記印加電圧を調節する電圧調節手段と、含み、複数の撮影モードで撮影し得る放射線撮像装置であって、前記信号読出手段は、反転入力端子に前記放射線検出手段からの電気信号を入力し非反転入力端子に第1の基準電圧が供給される第1のオペアンプと、反転入力端子に直列接続された容量を介して前記第1のオペアンプからの電気信号を入力し非反転入力端子に第2の基準電圧が供給される第2のオペアンプを含み、前記電圧調節手段は、前記印加電圧として前記第2の基準電圧を、前記各撮影モードに応じて調節する。

0018

本発明の放射線撮像システムは、被写体へ放射線を照射する放射線源と、被写体からの放射線を撮像する上記の放射線撮像装置とを含む。

0019

本発明の放射線撮像システムの他態様は、被写体へ放射線を照射する放射線源と、放射線を電気信号に変換する放射線検出素子と、前記放射線検出素子を選択して前記電気信号を転送するためのスイッチング素子と、を有してなる画素が基板上に複数並設されてなり、被写体からの放射線を検出する放射線検出手段と、前記放射線検出手段からの電気信号を読み出す信号読出手段と、前記信号読出手段からの前記電気信号をA/D変換するA/D変換手段と、前記信号読出手段への印加電圧を制御する電圧制御手段と、を備え、被写体からの放射線を撮像する放射線撮像装置と、前記放射線源からの放射線照射時における前記電気信号の最大値と放射線非照射時における前記電気信号の最小値とが、又は、放射線照射時における前記電気信号の最小値と放射線非照射時における前記電気信号の最大値とが、いずれも前記信号読出手段及び前記A/D変換手段のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、前記電圧制御手段から前記信号読出手段への前記印加電圧を調節する電圧調節手段とを含み、複数の撮影モードで撮影し得る放射線撮像システムであって、前記信号読出手段は、反転入力端子に前記放射線検出手段からの電気信号を入力し非反転入力端子に第1の基準電圧が供給される第1のオペアンプと、反転入力端子に直列接続された容量を介して前記第1のオペアンプからの電気信号を入力し非反転入力端子に第2の基準電圧が供給される第2のオペアンプを含み、前記電圧調節手段は、前記印加電圧として前記第2の基準電圧を、前記各撮影モードに応じて調節する。

0020

本発明のプログラムは、コンピュータに、複数の撮影モードの各撮影モードに応じて、放射線照射時に放射線を電気信号に変換する放射線検出素子と前記放射線検出素子を選択して前記電気信号を転送するためのスイッチング素子とを有してなる画素が基板上に複数並設されてなる放射線検出装置によって検出され信号読出手段によって読み出される電気信号の最大値と放射線非照射時に前記放射線検出装置によって検出され前記信号読出手段によって読み出される電気信号の最小値とが、又は、放射線照射時に放射線検出装置によって検出され信号読出手段によって読み出される電気信号の最小値と放射線非照射時に前記放射線検出装置によって検出され前記信号読出手段によって読み出される電気信号の最大値とが、いずれも前記信号読出手段及び前記信号読出手段からの電気信号をA/D変換するA/D変換手段のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、反転入力端子に前記放射線検出装置からの電気信号を入力し非反転入力端子に第1の基準電圧が供給される第1のオペアンプと、反転入力端子に直列接続された容量を介して前記第1のオペアンプからの電気信号を入力し非反転入力端子に第2の基準電圧が供給される第2のオペアンプを含む前記信号読出手段への印加電圧を制御する電圧制御手段から前記信号読出手段への前記印加電圧としての前記第2の基準電圧を前記各撮影モードに応じて調節する手順を実行させるものである。

発明の効果

0021

本発明によれば、静止画撮影モードや動画撮影モード等の複数の撮影条件に対応して、放射線照射時及び放射線非照射時の出力を撮像系のダイナミックレンジの範囲内に収め、正確でS/N比の高い放射線撮影画像を得ることが可能となる。本発明では、1つの放射線撮像装置により、静止画撮影と動画撮影の両方を自在に行うことが可能であり、特に動画においては、ゲインを高くしても、また画素加算駆動をしても、良好な画像を得ることができる。1つの放射線線撮像装置により、動画と静止画の両方が撮影可能な使い勝手の良い放射線撮像が可能となる。

図面の簡単な説明

0022

本発明による第1の実施形態のX線撮像システムを示す概略構成図である。
第1の実施形態のX線撮像システムにおける各種の動作パルスの一例を示すタイミングチャートである。
図1における読出回路部の構成要素である各種AMPアナログ出力を模式的に示した特性図である。
第1の本実施形態における電源制御部内の各基準電位を生成する各回路の構成例を示す回路構成図である。
第1の本実施形態における電源制御部内の各基準電位を生成する各回路の他の構成例を示す回路構成図である。
第1の実施形態による効果を説明するための概略図である。
第1の実施形態によるX線撮像方法を示すフローチャートである。
第3の実施形態を説明するための回路構成図である。
パーソナルユーザ端末装置の内部構成を示す模式図である。
従来の問題点を説明するための特性図である。

実施例

0023

以下、本発明の放射線撮像装置をX線の撮像に適用した好適な緒実施形態について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、本発明は、X線の撮像に限定されるものではなく、γ線などの電磁波やα線、β線等の各種放射線の撮像に適用可能である。

0024

(第1の実施形態)
図1は本発明による第1の実施形態のX線撮像システムを示す概略構成図である。
このX線撮像システムは、X線を被写体に照射するX線源10と、被写体を透過(又は反射)したX線を撮像するX線撮像装置20と、X線源10及びX線撮像装置20の駆動を制御する不図示の制御部とを備えて構成されている。

0025

X線撮像装置20において、1は被写体からのX線を検出するためのX線検出回路部である。このX線検出回路部1は、放射線を電気信号に変換するX線検出素子と、X線検出素子を選択するためのスイッチング素子とを有してなる画素が、2次元アレイ状に複数並設されて構成されている。ここで、本実施形態では、X線検出素子は光電変換素子を有しており、スイッチング素子は薄膜トランジスタ(TFT)を用いている。

0026

図1において、この光電変換素子は、アモルファスシリコン半導体が主成分であるPIN型フォトダイオード(PD)を用いている。またこの光電変換素子には、X線等の放射線を受けて光電変換素子が感知可能な波長帯域の光に変換する波長変換体(シンチレータ)として蛍光体が設けられている。この蛍光体は、Gd2O2S、Gd2O3、CsIのいずれかを主成分して構成されている。ここで、X線検出素子として、光電変換素子の代わりに、波長変換体を用いることなく、放射線を吸収して直接的に電気信号に変換する、直接変換型のX線検出素子を用いても良い。この直接変換型のX線検出素子としては、例えば、ヨウ化鉛ヨウ化水銀セレンテルル化カドミウムガリウムヒ素ガリウム燐、硫化亜鉛、及びシリコンのうちから選ばれた1種の材料を主成分として構成される。

0027

また、PIN型フォトダイオードの代わりに、アモルファスシリコン半導体が主成分であるMIS型センサを光電変換素子として用いても良い。このMIS型センサは、第1の金属層アモルファス窒化シリコンからなる絶縁層水素化アモルファスシリコンからなる半導体層不純物半導体層、及び第2の金属層が順次積層されて構成されている。ここで、第1の金属層が下部電極、第2の金属層が上部電極として機能する。第2の金属層は、透明導電層や金属層及びそれらの積層構造によって構成され、不純物半導体層上の少なくとも一部に配置される。絶縁層は、半導体層によって生成されたエレクトロン及びホールの通過を阻止するものである。不純物半導体層は、ホールまたはエレクトロンの一方の注入を阻止するものであり、例えばホールの注入を阻止するN型ドーピングされた不純物半導体層である。

0028

このMIS型センサにおいて、リフレッシュモードでは、半導体層に対してホールキャリアを当該半導体層から第2の金属層に導く方向に電界を与える。一方、光電変換モードでは、半導体層に対して当該半導体層に入射した光により発生したキャリアを当該半導体層に留まらせ、エレクトロンを第2の金属層に導く方向に電界を与える。そして、光電変換モードにより半導体層に蓄積されるホール又は第2の金属層に導かれたエレクトロンを光信号として検出する。

0029

TFTは、一般にアモルファスシリコンを主たる材料に用いて構成される。PDにおいて光電変換された電気信号は、TFTにより読出回路部3に転送される。PDとTFTは1対として画素を成し、2次元アレイ状に並設される。例えば、人体胸部透視画像を得る場合、撮影領域としては43cm×43cm程度であれば良く、画素数は160μmピッチで構成した場合、約720万画素となる。

0030

2は、X線検出回路部1を駆動するための駆動回路部2である。
3は、X線検出回路部1からの電気信号を読み出す読出回路部である。この読出回路部3において、その初段部、2段部及び3段部がそれぞれオペアンプ(AMP18a〜18c)でカスケード接続されて構成されている。AMP18a〜18cは、非反転入力端子(+端子)に基準電位がバイアスされる。X線撮像装置のS/N比(以下SNR)を高くするためには、特にAMP18aは、低ノイズ化を目的とした設計が行われる。AMP1は、反転入力端子(−端子)と出力端子間にコンデンサC19aと19bが接続された積分回路とされており、積分容量についてGAIN1の信号により容量値C1と容量値(C1+C2)との選択が行われる。

0031

静止画撮影は、X線を透過しやすい肺野部と、比較的X線が透過し難い縦隔部や腹部とを1枚の撮影で画像情報を得る必要があるため、比較的照射量の大きいX線を照射して、1枚の画像にそれらの陰影を写し出さなければならない。そのため、GAIN1のスイッチを入れて積分容量を大きくする。反対に、動画撮影の場合は、静止画撮影に比べて長時間X線を照射するため、患者への被曝低減の観点から、1フレーム(1枚の画像情報取得)あたりのX線量は小さくする必要がある。そのため、動画撮影の場合は、AMP18aの出力電圧値を大きくするため、積分容量を小さく設定する。

0032

AMP1の出力端子とAMP2の反転入力端子(−端子)との間には、容量C19cが接続されており、AMP2の反転入力端子(−端子)と出力端子間にコンデンサ19dと10eが接続されている。GAIN2の信号により、積分容量について容量値C4と容量値(C4+C5)との選択が行われる。容量値C4が選択された場合、AMP18bの出力は、AMP18aの出力を(−C4/C3)倍される。容量値(C4+C5)が選択された場合、AMP18bの出力は、AMP18aの出力を(−(C4+C5)/C3)倍される。

0033

次に、AMP18bの出力は、サンプルホールド信号SHによりコンデンサ19fにサンプルホールドされる。次に、コンデンサ19fにサンプルホールドされた信号は、マルチプレクサ信号MPXによりAMP18cを介してA/D変換部4に出力される。

0034

4は、読出回路部3からの電気信号をA/D変換するA/D変換部である。図1においては、説明の簡単化のために1画素分で示しており、1画素に対して1つのA/D変換部4を示しているが、実際は、1つのA/D変換部4で多数の画素をA/D変換する。例えば、MPX信号が入力されるスイッチまで並列信号処理され、MPX信号によって直列変換する。RC,DRC,RESは、それぞれAMP18a,AMP18b,AMP18cの積分容量のリセット信号である。

0035

5は、駆動回路部2及び読出回路部3に動作パルスを与えるタイミング生成部である。ここで、タイミング生成部5から駆動回路部2及び読出回路部3に与える各種の動作パルスのタイミングチャートの一例を図2に示す。図2は、4画素分を直列変換したタイミングを示している。ここでは、X線入力に対して、TFTへの動作パルス、RC,DRC,SH,RES,MPXの各動作パルスのタイミングを示す。図2の最後段には、A/D変換部4の出力を併せて示す。TFTへの動作パルスは、タイミング生成部5から駆動回路部2へSIN,OE,OPVの各信号が与えられ、これらの信号に基づいて駆動回路部2からTFTへ与えられるものである。

0036

6は、X線検出回路部1、駆動回路部2及び読出回路部3に与える印加電圧を制御する電圧制御部である。この電圧制御部6は、X線検出回路部1及び駆動回路部2に所定の定電圧印加する定電圧印加部16と、読出回路部3に可変電圧を印加する可変電圧印加部17とを備えて構成されている。定電圧印加部16は、X線検出回路部1のPDにVsを、駆動回路部2にVss,Vcomをそれぞれ印加するものである。可変電圧印加部17は、読出回路部3のAMP18aの非反転入力端子(+端子)にVREF1を、AMP18bの非反転入力端子(+端子)にVREF2を、AMP18cの非反転入力端子(+端子)にVREF3をそれぞれ印加するものである。ここで、VREF1を印加する電源可変電源11、VREF2を印加する電源を可変電源12、VREF3を印加する電源を可変電源13とする。また、読出回路部3に電源電圧を印加する電源を可変電源14とする。

0037

7は、タイミング生成部5及び電圧制御部6を調節する演算部(電圧調節手段)である。A/D変換部4でディジタル変換された撮像データは演算部7に入力される。演算部はメモリ15を備えており、A/D変換された撮像データ又は演算されたデータはメモリ15に蓄えられる。演算部7は、例えばメモリ15と共にDSP等を備えて構成され、各種のデータを高速に処理されることが望ましい。なお、本実施形態では、演算部7をX線撮像装置20の構成要素として説明しているが、演算部7をX線撮像システムに含まれるX線撮像装置20の外部構成要素としても良い。

0038

演算部7は、暗時出力の最小値又は明時出力の最大値のうちの少なくとも一方が読出回路部3及びA/D変換部4のダイナミックレンジの範囲から逸脱すると判断した場合に、電源制御部6にフィードバックする。即ち、演算部7は、当該逸脱量に基づいて、ダイナミックレンジの範囲内に収まる適正値を演算し、当該演算値を電圧制御手段6へフィードバックする。フィードバック項目としては、読出回路部3内に具備されたAMP18a、AMP18b及びAMP18cの非反転入力端子(+端子)に接続される基準電位VREF1〜3又は読出回路部の電源電圧を変更する。即ち、X線検出回路部1の放射線照射時の電気信号(明時出力)の最大値と、放射線非照射時の電気信号(暗時出力)の最小値が、読出回路部3のダイナミックレンジやA/D変換部4のダイナミックの範囲に収まらない時に、基準電位や電源電圧を変更する。

0039

図3は、図1における読出回路部3の構成要素であるAMP18a,AMP18b,AMP18cのアナログ出力(AMP1,2,3と記す)を模式的に示した特性図である。図3縦軸方向は電圧を意図しているが、横軸方向は時間を意図しているわけではない。
AMP18a,AMP18b,AMP18cの非反転入力端子(+端子)は、それぞれ、基準電位VREF1、基準電位VREF2、基準電位VREF3がバイアスされている。図3は、基準電位VREF1=3V、基準電位VREF2=2V、基準電位VREF3=3Vの出力を示す。また、図3は、X線検出(TFTがオン)に伴って読出回路部3の入力には電流が流入する方向の出力例である。

0040

AMP18aの出力は、X線検出回路部1のPDで光電変換された信号電荷が転送され、電荷積分されて電圧出力される。この時、AMP18aの非反転入力端子(+端子)は基準電位VREF1(3V)にバイアスされており、AMP18aの出力は、VREF1レベル(3V)を基準に出力される。AMP18aの反転端子と出力端子間の容量をCf、信号電荷をQsigとすると、AMP18aの出力電圧は以下のようになる。
AMP18aの出力=VREF1−(Qsig/Cf)
但し、CfはGAIN1によって切り替えられる。

0041

AMP18bの非反転入力端子(+端子)は、基準電位VREF2(2V)にバイアスされており、AMP18bの出力はVREF2レベル(2V)を基準に出力される。AMP2の増幅率(GAIN)は、AMP18aの出力端子とAMP18bの反転入力端子(−端子)に接続されたコンデンサ19cの容量(C3)とAMP18bの反転入力端子(−端子)と出力端子に接続されたコンデンサ19d,19eの容量(C4,C5)で決定される。
AMP18bの出力=VREF2+(Qsig/Cf)×GAIN
となる。

0042

GAINは、GAIN2で切り替えられ、C3/C4またはC3/(C4+C5)となる。図3では、GAINを1倍として表示している。AMP18bの出力は、コンデンサ19fにサンプルホールドされる。

0043

AMP19cの非反転入力端子(+端子)は、基準電源VREF3(3V)バイアスされており、予めコンデンサ19g(容量:C7)をリセットした後に、MPX信号で信号が転送される。電荷保存則から以下のようになる。
C7・(AMP3−VREF3)=C6・(VREF3−AMP2)
C6とC7が同じ容量であれば、
AMP19cの出力=2・VREF3−VREF2−Qsig/Cf
となる。図3では、C6とC7が同じ容量とした表示としている。

0044

以上、AMP18a,18b,18cの出力レベル(表中ではAMP1,2,3と記す)は、表1のようになる。
即ち、図3の例における出力は、AMP18bの基準電位VREF2とAMP3の基準電位VREF3によって暗時出力レベルが決定され、AMP18aのコンデンサ19a,19b(容量:Cf)とX線による光電変換電荷によって、明時出力レベルが決定される。

0045

0046

図4は、本実施形態における電源制御部6内の各基準電位を生成する各回路の構成例を示す回路構成図である。本例では、電源制御部6内の可変電源11〜13の構成を示している。
演算部7からの制御信号は、デコーダ21により変換され、オペアンプ23の反転入寮端子に入力される抵抗値を選択する。図示の例では、4種類の抵抗22により、16通りの電圧が選択される。

0047

図5は、本発明の実施形態における電源制御部6内の各基準電位を生成する各回路の他の構成例を示す回路図である。本例では、図4と同様に電源制御部6内の可変電源11〜13の構成を示している。
図5のような抵抗値を選択する場合においては、抵抗22の熱雑音により基準電位にノイズが含まれ、結果として画質劣化する場合も考えられる。図5においては、基準電源の電位を形成する元の電源(Va〜Vd)を、抵抗31とコンデンサ32とで構成する1次ローパスフィルタを介してオペアンプ34に入力し、アナログマルチプレクサ35へ出力する。ここで用いるオペアンプ34は、低ノイズタイプのも選択すれば、基準電位にはノイズが少なく画質が向上する。図5においては、演算部からの選択信号によって、VaからVdの4種類の基準電位が選択できる。

0048

図6は、本実施形態による効果を説明するための概略図である。
図6において、左側には、静止画撮影モードにおいて撮影した場合、即ち低いゲイン設定時のおける暗時出力と明示出力(X線出力)を示している。右側には、動画撮影モードにおいて撮影した場合、即ち高いゲイン設定時のおける暗時出力と明示出力(X線出力)を示している。図内で、階段状に表記しているのは、画素の区切りを意図するものであり、矢印で示されているのが、X線による信号出力量を意味している。図6においては、10画素分の出力を記載している。

0049

図6図9と異なるところは、暗時出力レベルを変更することによって、暗時オフセットのばらつき(Voff)の最小値が、読出回路部3のダイナミックレンジの範囲内に収まっていることである。またこの場合、動画撮影モードにおける明時出力(X線出力)も最大値も読出回路部3のダイナミックレンジの範囲内にある。つまり、暗時出力、明時出力ともに読出回路部3のダイナミックレンジの範囲内にあり、図9に示されるようなエラーを生じさせることなく、放射線画像を正しく読み取ることができる。

0050

なお、図1に示す読出回路部3のAMP18c(最終段)の出力が、X線の増大と共に下方向(−方向)で説明されている。これに対して図6では、X線の増大に対して、上方向(+方向)で説明しており、図3とは逆方向である。しかしながら、信号が上方向に増加するか下方向に増加するかは、放射線撮像装置や読出回路部3で扱う信号キャリア、各回路の設定に関係していることであって、本発明の本質を左右するものではない。即ち、図6では、暗時出力の最小値とX線出力の最大値とがダイナミックレンジ範囲内に収まるように説明しているが、例えば、図3のAMP18cのようなX線増加とともに出力が低下するような場合には適切ではない。この場合、暗時出力では最小値ではなく最大値と記載する方が望ましく、同様に明時出力(X線出力)では最大値ではなく最小値と記載する方が望ましい。このことは、以下の第2,第3の実施形態でも同様である。

0051

本実施形態では、表1に示されるように、読出回路部3のAMP18cの暗時出力レベルは、AMP18bに供給される基準電位VREF2とAMP3に供給される基準電位VREF3に関係している。従って、読出回路部3のダイナミックレンジの範囲内に収まるように調整・変更される基準電位はVREF2とVREF3となる。

0052

次に、本実施形態によるX線撮像方法について説明する。
図7は、本実施形態によるX線撮像方法を示すフローチャートである。
先ず、X線撮像システムにおいて、X線撮像装置は、制御部による制御に基づき、撮影モード及び撮影条件を設定する(ステップS1)。
撮影モードは、大きく静止画撮影モードと動画撮影モードがある。それぞれのモードの中に、画素を水平方向または垂直方向に2画素以上加算する画素加算モードと、加算した前記画素を平均化する画素平均モードと、画素を加算しない画素非加算モードがある。画素加算数は、2画素加算、3画素加算や4画素加算、あるいはそれ以上設けてもよい。モード設定の例としては、動画撮影の2画素加算モード、静止画撮影の画素非加算モード、動画撮影の画素非加算モードなどがある。また、動画撮影モードと静止画撮影モードの混合モードもある。

0053

混合モードでは、動画と静止画とを繰り返す。一般には、患者の時間連続的な透視画像をモニターしながら、得たい静止画画像の時点で、撮影スイッチを入れて静止画画像を取得する。また、撮影条件は、一例として表2で示したようなパラメータがあげられるが、これに限定するものではなく各モードに応じた数多くの撮影条件を具備してよい。

0054

続いて、演算部7は、制御部による制御に基づき、X線の非照射状態において暗時出力を取得し、メモリ15に記憶する(ステップS2)。
続いて、演算部7は、制御部による制御に基づき、暗時出力の最小値が読出回路部3及びA/D変換部4がダイナミックレンジの範囲内にあるか否かを判定する(ステップS3)。

0055

ステップS3において、暗時出力の最小値が読出回路部3及びA/D変換部4の少なくとも一方のダイナミックレンジの範囲内にないと判定されたときには、演算部7は電源制御部6の各基準電位を変更する(ステップS5)。この場合、暗時出力の直流レベルを増大させるように基準電位を変更する。
一方、ステップS3において、暗時出力の最小値が読出回路部3及びA/D変換部4の双方のダイナミックレンジの範囲内にあると判定されたときには、ステップS4に移行する。

0056

続いて、X線撮像システムにおいて、X線源10は、制御部による制御に基づき、X線検出回路部1へX線を照射し、演算部7は明時出力を取得してメモリ15に記憶する(ステップS4)。このときには未だ被写体(被検体:通常では患者)はX線撮像装置におらず、X線撮像装置の全面にほぼ均一なX線が照射されることが望ましい。

0057

続いて、演算部7は、制御部による制御に基づき、明時出力の最大値が読出回路部3及びA/D変換部4がダイナミックレンジの範囲内にあるか否かを判定する(ステップS6)。

0058

ステップS6において、明時出力の最大値が読出回路部3及びA/D変換部4の少なくとも一方のダイナミックレンジの範囲内にないと判定されたときには、演算部7は電源制御部6の各基準電位を変更する(ステップS8)。この場合、明示出力の直流レベルを減少させるように基準電位を変更する。そうすると、暗時出力を減少させるために先に取得した暗時出力の最小値がダイナミックレンジを逸脱する危険がある。従って、ステップS8の後にステップS2へ戻って暗時出力の最小値を再度チェックすることになる。
一方、ステップS6において、明時出力の最大値が読出回路部3及びA/D変換部4の双方のダイナミックレンジの範囲内にあると判定されたときには、ステップS7に移行する。

0059

続いて、X線撮像システムにおいて、X線源10は、制御部による制御に基づき、X線検出回路部1に位置する被写体にX線を照射し、X線撮影を行う(ステップS7)。
X線撮影は、動画撮影である場合には、静止画撮影時に比較して長時間のX線撮影が行われる。一方、静止画撮影である場合には、1枚もしくは数枚程度分のX線照射が行われる。動画と静止画の混合モードの場合には、動画→静止画→動画→・・・といったように繰り返される。

0060

以上の説明において、明時出力と暗時出力の両方において、基準電位を変更するプロセスを含んでいるが、明時出力及び暗時出力を共に満足する適切な基準電位が存在しない場合も考えられる。その場合には、その撮影条件において最適な解がないため、別の撮影条件(例えば、X線量を低下させる、ゲインを低下させるなど)を選択し、再度以上のプロセスを行うことになるが、図7のフローチャートでは、この部分を省略している。

0061

上記したように、本実施形態では、明時出力及び暗時出力が共に読出回路部3及びA/D変換部4のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、演算部7が電源制御部6から読出回路部3への信号基準電位を変化させる。ここで、A/D変換部4のダイナミックレンジは、読出回路部3のダイナミックレンジと同じであるのが望ましいが、両者が相異なるものであっても良い。

0062

また、本実施形態では、図1に示すように基準電位がオペアンプの非反転入力端子に接続される回路構成を例に採って説明してきたが、特にこの回路形態に限定されるものではなく、暗時出力や明時出力の直流レベルを変化させる回路構成例であればよい。

0063

また、図1では、電荷積分型のオペアンプ構成であったが、抵抗を用いた反転増幅回路または非反転増幅回路などの電圧増幅型のオペアンプ構成であってもよい。
また、図1では、タイミング生成部2、A/D変換部4、電源制御部6及び演算部7に、分けて記述してあるが、例えば、これらの構成要素が1つのプリント基板上に実装されるものであってもよい。

0064

以上説明したように、本実施形態によれば、静止画撮影モードや動画撮影モード等の複数の撮影条件に対応して、X線照射時及びX線非照射時の出力を撮像系のダイナミックレンジの範囲内に収め、正確でS/N比の高いX線撮影画像を得ることが可能となる。本実施形態では、1つのX線撮像装置20により、静止画撮影と動画撮影の両方を自在に行うことが可能であり、特に動画においては、ゲインを高くしても、また画素加算駆動をしても、良好な画像を得ることができる。1つのX線撮像装置20により、動画と静止画の両方が撮影可能な使い勝手の良いX線撮像システムの提供が可能となる。

0065

(第2の実施形態)
本実施形態では、図1のX線撮像システムにおいて、VREF2及びVREF3の代わりに、可変電源11のVREF1を変更する場合について説明する。即ち、演算部7は、X線照射時における出力の最大値又は最小値と、X線非照射時における出力の最小値又は最大値とが、共に読出回路部3及びA/D変換部4のダイナミックレンジの範囲内に収まるように、VREF1を変更する。

0066

基準電位VREF1は、図1に示す構成の場合、図3に示すようなAMP18aの出力になるが、AMP18cに示されるように最終の暗時出力レベルは、VREF1の関数形としては現れない。例えば、動画撮影モードの場合、患者への被曝低減の観点でX線量を小さくする必要があり、1フレームあたりの信号量を確保するために、読出回路部3のAMP18aの積分容量を小さくして、AMP18bのゲインを増加する。

0067

一方、静止画撮影モードの場合、肺野部や縦隔部や腹部などの陰影を写すために動画撮影モードよりも多いX線条件で撮影するために、AMP18aの積分容量を大きくする。このように、積分容量の違いによってAMP18aにおける暗時出力ばらつきと明時出力(X線出力)が異なり、読出回路部3又はA/D変換部4のダイナミックレンジを外れる可能性がある。このような場合には、AMP1の基準電位であるVREF1を変更・調整する。

0068

しかしながら、図1に示す構成例においては、通常動作上、AMP1の出力は、AMP18b,AMP18cを通して出力されるために、AMP18aのみの出力を演算部に入力し演算することはできない。

0069

本実施形態では、例えばAMP18aのように直接その出力をA/D変換部4で得られないような場合、事前に最適なVREF1を算出しておく。即ち、事前に、X線撮像装置20の工場出荷時や顧客への設置時に、何通りかの撮影条件においてそれぞれに最適なVREF1を検査によって算出しておき、実際の撮影時にそのVREF1の値を適応させる。このように検査により算出された最適なVREF1の値は、演算部7のメモリ15に記憶される。

0070

以下の表2に、撮影条件の一例を示す。撮影条件としては、X線照射条件とX線撮像装置20の条件とがある。前者は、管電圧(V)、管電流(I)、X線パルス幅(T)、X線管球からX線検出回路部1までの距離(D)、低エネルギー成分カットするフィルタの厚さ(Th)や材質等である。後者は、X線撮像装置20のバイアス電源(Vs)、TFTのオン電圧(Vcom)や、読出回路部3の初段の積分容量(Cf)、読出回路部3のゲイン(G)等である。

0071

0072

以上説明したように、本実施形態によれば、撮影条件に応じたVREF1の値が予め検査されて決定される。これにより、静止画撮影モードや動画撮影モード等の複数の撮影条件に対応して、X線照射時及びX線非照射時の出力を撮像系のダイナミックレンジの範囲内に収め、正確でS/N比の高いX線撮影画像を得ることが可能となる。本実施形態では、1つのX線撮像装置20により、静止画撮影と動画撮影の両方を自在に行うことが可能であり、特に動画においては、ゲインを高くしても、また画素加算駆動をしても、良好な画像を得ることができる。1つのX線撮像装置20により、動画と静止画の両方が撮影可能な使い勝手の良いX線撮像システムの提供が可能となる。

0073

(第3の実施形態)
本実施形態では、図1のX線撮像システムにおいて、暗時出力の最小値及び明時出力の最大値を、撮影条件を構成する各撮影パラメータで関数化する。
関数化された暗時出力の最小値及び明時出力の最大値は、演算部7のメモリ15に記憶する。そして、演算部7は、関数化された暗時出力の最小値及び明時出力の最大値が、読出回路部3及びA/D変換部4のダイナミックレンジの範囲内に納まるように、基準電位を変化させる。

0074

X線照射における明時出力(X線出力)やX線非照射における暗時出力は、上記した撮影パラメータの関数である。例えばX線出力は、管電流(I)やX線パルス幅(T)のようなX線量や読出回路部のゲイン(G)に比例する。また、X線出力は、Cfには反比例し、Dの2乗には反比例する。X線出力は、このように簡易な関数として表記することができるパラメータと、そうではない複雑な関数になるパラメータとがある。後者は、実験を行うことによって、近似的に関数化することが可能である。

0075

一方、暗時出力は、X線条件には無関係であることは言うまでもないが、VsやゲインGに対して、簡単な関数形にならない場合には、実験を行って近似的に関数表示をしておく。

0076

更に、X線撮像装置20のX線検出回路部1を構成する全ての画素に対して関数近似することは、数百万にも及ぶ多数の画素があるため、非常に困難な作業と時間を要するため、現実的であるとは言えない。当該画素の中で、暗時出力が最小になる画素もしくは明時出力が最大になる画素だけを関数化しておけば良く、そうすることによってその間にある全ての画素の出力がダイナミックレンジの範囲内に収まる。但し、撮影条件によっては、暗時出力が最小になる画素もしくは明時出力が最大になる画素は、撮影条件を変えた場合、常に同一画素であるとは限らないので注意を要する。撮影条件によって、必要な画素の座標情報もメモリ15に記憶しておけば良い。

0077

以上説明したように、本実施形態によれば、暗時出力の最小値及び明時出力の最大値を、撮影条件を構成する各撮影パラメータで関数化する。これにより、静止画撮影モードや動画撮影モード等の複数の撮影条件に対応して、放射線照射時及び放射線非照射時の出力を撮像系のダイナミックレンジの範囲内に収め、正確でS/N比の高い放射線撮影画像を得ることが可能となる。本実施形態では、1つのX線撮像装置20により、静止画撮影と動画撮影の両方を自在に行うことが可能であり、特に動画においては、ゲインを高くしても、また画素加算駆動をしても、良好な画像を得ることができる。1つのX線撮像装置20により、動画と静止画の両方が撮影可能な使い勝手の良いX線撮像システムの提供が可能となる。

0078

(第4の実施形態)
本実施形態では、図1のX線撮像システムにおいて、可変電源14により読出回路部3の電源電圧を変更する場合について説明する。

0079

読出回路部3のダイナミックレンジは電源電圧に依存し、入力段出力段の回路構成によって決定される。オペアンプのダイナミックレンジは、電源電圧の1V程度小さいものであったが、近年、入出力が電源電圧の範囲で振幅が可能な、いわゆるレールツゥレール型のオペアンプが設計されている。この方式を用いれば、電源電圧と同じダイナミックレンジが確保される。

0080

図8は、本実施形態を説明するための回路構成図であり、演算部7からの制御信号により読出回路部7の電源電圧を変化させるための可変電源14の回路構成図である。
図4と異なる点は、MOSトタンスタ41がオペアンプ23に接続されている点である。基準電位を形成する図4で示されるような回路構成では、一般にオペアンプの入力インピーダンスが高いために、ほとんど電流を流れない。しかしながら、読出回路部3の電源は、多数のオペアンプで構成されるために、多大な電流を流す能力が必要となる。MOSトランジスタ41は、いわゆるパワーMOSトランジスタと呼ばれるものである。ドレイン端子(D)に接続されている電圧源は、読出回路部3に必要な電流を流す能力を備えていることが必要である。図8に示す回路構成例では、16通りの電源電圧を選択することができる。

0081

演算部7は、電源制御部6の可変電源14を制御して、読出回路部3の電源電圧を変化させることにより、読出回路部3のダイナミックレンジを変えることができる。本実施形態では、暗時出力の最小値及び明時出力(X線出力)の最大値がダイナミックレンジの範囲内に収まるように、読出回路部3の電源電圧を変化させる。

0082

以上説明したように、本実施形態によれば、読出回路部3の電源電圧を調節してそのダイナミックレンジを変化させる。これにより、静止画撮影モードや動画撮影モード等の複数の撮影条件に対応して、放射線照射時及び放射線非照射時の出力を撮像系のダイナミックレンジの範囲内に収め、正確でS/N比の高い放射線撮影画像を得ることが可能となる。本実施形態では、1つのX線撮像装置20により、静止画撮影と動画撮影の両方を自在に行うことが可能であり、特に動画においては、ゲインを高くしても、また画素加算駆動をしても、良好な画像を得ることができる。1つのX線撮像装置20により、動画と静止画の両方が撮影可能な使い勝手の良いX線撮像システムの提供が可能となる。

0083

(本発明を適用した他の実施形態)
上述した緒実施形態によるX線撮像システムを構成する各構成要素(制御部及び演算部(メモリ15を除く)等)の機能は、コンピュータのRAMやROMなどに記憶されたプログラムが動作することによって実現できる。同様に、X線撮像方法の各ステップ(図7のステップS1〜S8等)は、コンピュータのRAMやROMなどに記憶されたプログラムが動作することによって実現できる。このプログラム及び当該プログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記憶媒体は本発明に含まれる。

0084

具体的に、前記プログラムは、例えばCD−ROMのような記録媒体に記録し、或いは各種伝送媒体を介し、コンピュータに提供される。前記プログラムを記録する記録媒体としては、CD−ROM以外に、フレキシブルディスクハードディスク磁気テープ光磁気ディスク不揮発性メモリカード等を用いることができる。他方、前記プログラムの伝送媒体としては、プログラム情報を搬送波として伝搬させて供給するためのコンピュータネットワークシステムにおける通信媒体を用いることができる。ここで、コンピュータネットワークとは、LAN、インターネットの等のWAN無線通信ネットワーク等であり、通信媒体とは、光ファイバ等の有線回線無線回線等である。

0085

また、本発明に含まれるプログラムとしては、供給されたプログラムをコンピュータが実行することにより上述の実施形態の機能が実現されるようなもののみではない。例えば、そのプログラムがコンピュータにおいて稼働しているOS(オペレーティングシステム)或いは他のアプリケーションソフト等と共同して上述の実施形態の機能が実現される場合にも、かかるプログラムは本発明に含まれる。また、供給されたプログラムの処理の全て或いは一部がコンピュータの機能拡張ボード機能拡張ユニットにより行われて上述の実施形態の機能が実現される場合にも、かかるプログラムは本発明に含まれる。

0086

例えば、図9は、パーソナルユーザ端末装置の内部構成を示す模式図である。この図9において、1200はCPU1201を備えたパーソナルコンピュータ(PC)である。PC1200は、ROM1202またはハードディスク(HD)1211に記憶された、又はフレキシブルディスクドライブFD)1212より供給されるデバイス制御ソフトウェアを実行する。このPC1200は、システムバス1204に接続される各デバイス総括的に制御する。

0087

PC1200のCPU1201、ROM1202またはハードディスク(HD)1211に記憶されたプログラムにより、実施形態の図7におけるステップS1〜S8の手順等が実現される。

0088

1203はRAMで、CPU1201の主メモリワークエリア等として機能する。1205はキーボードコントローラKBC)であり、キーボード(KB)1209や不図示のデバイス等からの指示入力を制御する。

0089

1206はCRTコントローラ(CRTC)であり、CRTディスプレイ(CRT)1210の表示を制御する。1207はディスクコントローラ(DKC)である。DKC1207は、ブートプログラム、複数のアプリケーション編集ファイルユーザファイルそしてネットワーク管理プログラム等を記憶するハードディスク(HD)1211、及びフレキシブルディスク(FD)1212とのアクセスを制御する。ここで、ブートプログラムとは、起動プログラムパソコンハードやソフトの実行(動作)を開始するプログラムである。

0090

1208はネットワークインターフェースカード(NIC)で、LAN1220を介して、ネットワークプリンタ、他のネットワーク機器、あるいは他のPCと双方向のデータのやり取りを行う。

0091

1X線検出回路部
2駆動回路部
3読出回路部
4 A/D変換部
5タイミング生成部
6電源制御部
7演算部
10X線源
20X線撮像装置
11〜14可変電源
15メモリ
16定電圧印加部
17可変電圧印加部

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