CN1291695C - X射线诊断设备及其控制方法 - Google Patents

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Abstract

一种X射线诊断设备，包括X射线检测器的，所述X射线检测器包括若干检测部件。在X射线检测器上，存在第一区域和第二区域。在从第二区域的检测部件读出电荷之前，读出单元从第一区域的检测部件读出电荷。显示单元显示由从第二区域的检测部件读出的电荷产生的X射线图像数据。

Description

X射线诊断设备及其控制方法
本申请基于并要求申请日为2002年6月26日的在先日本专利申请No.P2002-185488的优先权，其全部内容在此引为参考。
技术领域
本发明涉及具有二维排列的若干检测部件的X射线诊断设备。
背景技术
随着计算机技术的进步，使用X射线、磁共振成像(MRI)、计算机X射线断层摄影术或者类似技术的医疗诊断成像技术已得到快速改进。在X射线诊断设备中通常使用X射线胶片和图像增强器(I.I.)。当使用I.I.时，辐射穿过患者的X射线由I.I.改变为光学信号，光学信号由TV摄像机改变为电信号。随后对电信号进行A/D转换，并在TV监视器上显示为X射线图像。I.I.使得能够对患者实时成像，这是使用X射线胶片的方法不能实现的。此外，由于在I.I.方法中以数字信号的形式获得图像，因此可使用各种图像处理对图像进行进一步分析。
在一些设备中，用X射线平板检测器(下面称为平板检测器)代替传统的I.I.。在美国专利No.5818898中公开了一种平板检测器，所述专利的整个内容作为参考包含于此。平板检测器一般具有2维X射线检测部件。和I.I.相比，平板检测器的特征在于图像质量和稳定性得到改进。在平板检测器中，对应于X射线辐射量的电荷(下面称为信号电荷)在2维检测部件中累积。通过具有开关功能的TFT(薄膜晶体管)，顺序输出在检测部件中累积的信号电荷。输出信号由电荷/电压转换器转换成信号电压，信号电压随后由A/D转换器转换成数字信号。数字信号以X射线图像的形式保存在图像存储器中，X射线图像被显示在TV监视器上。X射线图像的数字信号可用于对图像的各种处理或者用于图像之间的相减处理。
在常规的平板检测器中，在TFT从ON状态变为OFF状态之后，累积由栅极和源极之间的杂散电容导致的寄生电荷(下面称为杂散电荷)。此外，已知在TFT的源极和漏极之间的阻抗变成OFF之后，阻抗不会立即变成大值。从而，杂散电荷可通过源极和漏极之间的间隙泄漏出去到输出线路，从而会无意中添加到通过TFT输出的信号电荷中。由于按照和TV扫描类似的原理读取在每个检测部件中累积的信号电荷，因此添加的杂散电荷的数量(下称总杂散电荷)，按照读出信号电荷之行的行号增大。即，每行中的总杂散电荷不同，并被添加到用于产生X射线图像的信号电荷中。这些不断累积的杂散电荷导致一种现象(称为阴影)，从而每行因不同亮度而受到破坏，使图像质量降低。
发明内容
本发明意图通过抑制杂散电荷导致的阴影效果，为平板X射线装置提供改善的图像质量，解决上面提及的问题。因此，本发明的一方面提供一种X射线诊断设备，包括：X射线源；相对于X射线源布置的第一X射线检测器，所述第一X射线检测器包括二维排列的若干检测部件；与所述第一X射线检测器连接，在从第一X射线检测器的用于成像的第一区域读出电荷之前，从所述第一X射线检测器的不用于成像的第二区域读出电荷的读出单元；与读出单元连接，把从第一区域读出的电荷转换成X射线图像数据的信号转换器；和与信号转换器连接，显示X射线图像数据的显示单元。
本发明的另一方面提供一种X射线诊断设备，所述X射线诊断设备包括向对象辐射X射线的X射线源，包括沿第一方向和第二方向排列，检测穿透对象的X射线，并把X射线变成电荷的若干检测部件的X射线检测器，在从第一区域上的检测部件读出电荷之前，从第二区域上的检测部件读出电荷的读出单元，把从第一区域上的检测部件读出的电荷转换成X射线图像数据的信号转换器，和显示X射线图像数据的显示单元，其中第一区域与第二方向上的若干区域分隔，读出单元按照预定的顺序从第二方向上的所述若干区域读出电荷。
本发明的另一方面提供一种X射线诊断设备，包括：X射线源；相对于X射线源布置的第一X射线检测器，所述第一X射线检测器包括二维排列的若干X射线检测部件，所述若干X射线检测部件把检测到的X射线转换成电荷；操作上与所述第一X射线检测器连接，在第一X射线检测器的用于成像的第一区域内设置成像区的控制器；操作上与所述控制器连接的控制器输入单元；与所述第一X射线检测器连接，在从所述设置的成像区的检测部件读出电荷之前，从第一X射线检测器的位于所述第一区域以外的第二区域的X射线检测部件读出电荷的读出单元；与所述读出单元连接，把从所述设置的成像区的X射线检测部件读出的电荷转换成X射线图像数据的信号转换器；和与所述信号转换器连接，显示X射线图像数据的显示单元。
本发明的另一方面提供一种X射线诊断设备，包括：X射线源；相对于X射线源放置的X射线检测器，所述X射线检测器包括二维排列的，把检测到的X射线变成电荷的若干检测部件；与X射线检测器连接，在从X射线检测器的用于成像的第一区域的检测部件读出电荷之前，从X射线检测器的不用于成像的第二区域的检测部件读出电荷的读出单元；与X射线检测器连接，截除从所述第二区域的检测部件读出的电荷，放大从所述第一区域的检测部件读出的电荷的放大器；与放大器连接，把放大后的电荷转换成X射线图像数据的信号转换器；和与信号转换器连接，显示X射线图像数据的显示单元。
本发明的另一方面提供一种X射线诊断设备，包括：X射线源；相对于X射线源布置的X射线检测器，所述X射线检测器包括二维排列的，把检测到的X射线变成电荷的若干检测部件；操作上与X射线检测器连接，用于输入辐射对象所对应的成像区的输入单元；与X射线检测器连接，在从X射线检测器的用于成像的第一区域的检测部件读出电荷之前，从X射线检测器的不用于成像的第二区域的检测部件读出电荷的读出单元；与X射线检测器连接，根据按成像区确定的放大范围放大从成像区的检测部件读出的电荷的放大器；与放大器连接，把放大后的电荷转换成X射线图像数据的信号转换器；和与信号转换器连接，显示X射线图像数据的显示单元。
本发明的另一方面提供一种控制X射线诊断设备的方法，包括：利用X射线辐射对象；检测透过对象的X射线；利用包括二维排列的若干检测部件的X射线检测器把检测到的X射线变成电荷；在从X射线检测器的用于成像的第一区域的检测部件读出电荷之前，从X射线检测器的不用于成像的第二区域的检测部件读出电荷；把从所述第一区域的检测部件读出的电荷转换成X射线图像数据；和显示X射线图像数据。
附图说明
当结合附图参考详细说明时，更易于理解本发明及其许多附属优点。附图中，相同的标记用于相同或者相似的部分，其中：
图1是第一、第二和第三实施例中X射线诊断设备的方框图；
图2是平板检测器的方框图；
图3A表示第一实施例中X射线辐射的区域；
图3B表示现有技术中X射线辐射的区域；
图4是第一实施例中平板检测器的方框图；
图5是说明第一实施例中杂散电荷的产生顺序的时序图；
图6说明了信号电荷和杂散电荷；
图7表示第一实施例中X射线图像上的阴影区；
图8A是第一实施例的修改例中平板检测器的方框图；
图8B表示修改例中平板检测器上的屏蔽区；
图9是第二实施例中平板检测器的方框图；
图10是说明第二实施例中杂散电荷的产生顺序的时序图；
图11A表示第二实施例中X射线图像上的阴影区；
图11B表示现有技术中X射线图像上的阴影区；
图12是第三实施例中平板检测器的方框图；
图13表示第三实施例中X射线图像上的阴影区；
图14表示第三实施例的第一修改例中的X射线图像上的阴影区；
图15A表示第三实施例中X射线图像上的阴影区。
图15B表示第三实施例的第二修改例中X射线图像上的阴影区。
图15C表示第三实施例的第三修改例中X射线图像上的阴影区。
具体实施方式
下面参考图1-图10说明本发明的第一实施例。图1是X射线诊断设备的方框图。X射线诊断设备包括X射线产生单元12，X射线检测单元15，支承这两个单元的支承单元23，控制支承单元23的运动的移动控制单元18，存储每行读出的X射线图像数据的图像存储单元16。此外，X射线诊断设备包括显示保存在存储单元16中的X射线图像数据的显示单元21，产生高电压以便从X射线产生单元12发出X射线的高电压产生单元10，控制上述各个单元的系统控制单元17，和操作人员借助其发出指令的操作单元20。高电压产生单元10在阳极和阴极之间产生高电压，对产生自X射线管21的阴极的热电子加速。X射线产生单元12包括向患者13辐射X射线的X射线管21和准直辐射的X射线的准直仪22。X射线管12具有真空管，在所述真空管中，由高电压加速的热电子轰击钨靶，从而产生X射线。准直仪22布置在X射线管21和患者13之间，把辐射的X射线准直到任意大小，以使X射线图像清晰。
X射线检测单元15包括把穿透患者13的X射线变为电荷，并累积电荷的平板检测器25，以X射线图像信号的形式读出平板检测器25中的累积电荷的栅极驱动器5，和把读出的电荷变成图像数据的图像数据产生单元26。在平板检测器25上，存在排列检测部件的有效区40，和排列与有效区上的检测部件结构相同的检测部件的无效区41。有效区40和无效区41沿列方向布置。栅极驱动器5在从有效区40读出之前从无效区41读出电荷。后面将说明X射线检测单元15的细节。移动控制单元18依据来自系统控制单元17的控制信号，控制支承单元23的移动，从而把X射线产生单元12和X射线检测单元15移动到恰当位置，以便成像。图像存储单元16顺序保存从X射线检测单元15中的并行/串行转换器8发送的X射线图像数据，以便产生X射线图像。显示单元21包括显示图像存储器36、D/A转换器31、显示电路32和监视器33。保存在图像存储单元16中的X射线图像数据被临时传送给显示图像存储器36，由D/A转换器31转换成模拟信号，并由显示电路32变为TV格式信号，以便在监视器33上显示。系统控制单元17控制整个系统，例如X射线图像数据的收集，显示单元21的控制，以及支承单元23的运动的控制。操作单元20包括各种开关和按键、键盘和显示面板等，操作员利用操作单元20指示成像条件，例如成像区、成像的开始以及支承单元的移动。指令的控制信号通过系统控制单元5被发送给各个单元。
下面参考图1和2说明X射线检测单元15的操作和结构。X射线检测单元15包括把穿透患者13的X射线变成电荷的平板检测器25，以X射线图像信号的形式读出在平板检测器25中累积的电荷的栅极驱动器5，和把读出的电荷变成图像数据的图像数据产生单元26。图像数据产生单元26包括把从平板检测器25读出的电荷转换成电压的电荷/电压转换器6，把从电荷/电压转换器6输出的电压转换成数字信号的A/D转换器7，和把并行逐行从平板检测器25读出的并行信号转换成串行信号的并行/串行转换器8。如图2中所示，平板检测器25具有沿行方向和列方向二维排列的若干微小检测部件1。检测部件1包括检测X射线，产生对应于X射线量的电荷的光电薄膜2，累积在光电薄膜2中产生的电荷的存储电容器3，和每隔预定的时间间隔，读出在存储电容器3中累积的电荷的TFT(薄膜晶体管)4。栅极驱动器5向TFT 4的栅极端子施加脉冲信号，以便读出在存储电容器3中累积的电荷。电荷/电压转换器6把从检测部件1读出的电荷转换成电压，A/D转换器7把电压转换成数字信号。并行/串行转换器8中的存储器临时保存逐行并行输入的数字信号，并顺序输出所述信号。
如图2中所示，平板检测器25包括沿列方向(图2中的上下方向)和行方向(图2中的左右方向)二维排列的若干微小检测部件1.即，与栅极驱动器5的公共栅极端子相连的检测部件的排列方向是行方向，与公共输出导线9相连的检测部件的排列方向是列方向。为了便于说明，图2表示了两个列检测部件和两个行检测部件。检测部件1-11、1-12、1-21和1-22分别包括分别根据X射线的数量产生电荷的光电薄膜2-11、2-12、2-21和2-22，分别累积电荷的存储电容器3-11、3-12、3-21和3-22，和分别每隔预定的时间间隔，读出累积电荷的TFT 4-11、4-12、4-21和4-22。光电薄膜2-11、2-12、2-21和2-22的第一端子分别与存储电容器3-11、3-12、3-21和3-22的第一端子连接。检测部件和光电薄膜之间的这些连接分别与TFT 4-11、4-12、4-21和4-22的源极端子连接。光电薄膜2-11、2-12、2-21和2-22的第二端子与偏压电源相连，存储电容器3-11、3-12、3-21和3-22的第二端子被接地。沿行方向排列的TFT 4-11和4-21的栅极端子与栅极驱动器5的栅极端子5-1连接，沿行方向排列的TFT 4-12和4-22的栅极端子与栅极驱动器5的栅极端子5-2连接。
此外，沿列方向排列的TFT 4-11和4-12的漏极端子与公共输出导线9-1相连，TFT 4-21和4-22的漏极端子与公共输出导线9-2相连。来自输出导线9-1和9-2的电荷被发送给图像数据产生单元26中的电荷/电压转换器6，以便被变成和电荷量对应的电压。当穿透患者13的X射线入射到平板检测器25上时，在光电薄膜2-11、2-12、2-21和2-22中产生大小和X射线的量对应的信号电荷。信号电荷在存储电容器3-11、3-12、3-21和3-22中累积。栅极驱动器5有选择地把脉冲信号供给栅极端子5-1和5-2，以便逐行有选择地读出电荷。当脉冲的ON电压(高电平)被施加到TFT 4的栅极时，TFT 4的漏极和源极之间的状态被转换成导通状态。在存储电容器3-11、3-12、3-21和3-22中累积的信号电荷被读出到输出导线9-1和9-2。例如，当栅极驱动器5的栅极端子5-1被施加ON电压时，在存储电容器3-11中累积的信号电荷被输出给输出导线9-1。类似地，当栅极驱动器5的栅极端子5-1被施加ON电压时，在存储电容器3-21中累积的信号电荷被输出给输出导线9-2。通过电荷/电压转换器6和A/D转换器7，输出导线上的信号电荷被临时保存在并行/串行转换器8的存储器中。系统控制单元17从并行/串行转换器8的存储器顺序读出检测部件1-11和1-21的数据，所述数据以第一行图像数据的形式保存在图像存储单元16中。
随后，当栅极驱动器5的栅极端子5-1关闭，栅极端子5-2打开时，借助TFT，在第二行存储电容器3-12和3-22中累积的信号电荷被读出到输出导线9-1和9-2。类似地，通过电荷/电压转换器6和A/D转换器7，第二行的信号电荷被保存在并行/串行转换器8的存储器中。系统控制器17从并行/串行转换器8的存储器顺序读出检测部件1-12和1-22的数据，所述数据以第二行图像数据的形式保存在图像存储单元16中。从而，栅极驱动器5顺序对这些端子，即各行施加ON电压，选定行的检测部件1的信号电荷被并行读出到输出导线9上。根据系统控制单元17的控制，信号电荷被转换成电压，所述电压被转换成数字信号。数字信号被转换成要保存在图像存储单元16中的串行信号。类似地，选择另一行，并行读出该选定行上的电荷。反复进行读出操作，获得一个图像的数据。
下面参考图1说明第一实施例中的X射线诊断设备的操作。在成像前，操纵X射线设备的操作员利用操作单元20设置成像条件，并借助系统控制单元17控制移动控制单元18，从而把X射线产生单元12和X射线检测单元15放置在患者的成像部位上。操作员输入X射线血管造影成像的开始命令。当从操作单元20把开始命令发送给系统控制单元17时，系统控制单元17向高电压产生单元10发送脉冲信号。根据高电压产生单元10的输出，X射线管12朝患者14发出脉冲X射线。穿透患者13的X射线由放置在患者13背后的X射线检测单元15中的平板检测器25检测。图3A表示了第一实施例中安置平板检测器25的方法，而图3B表示了现有技术中的方法。在图3A和3B中，X射线辐射的区域被设置成最大。用图3B中所示的常规定位方法，当从X射线产生单元12发出的X射线穿透患者13，以便在平板检测器25上产生图像时，平板检测器25的几乎全部区域都被用于收集由X射线辐射产生的信号电荷，以便产生图像。另一方面，在第一实施例的如图3A所示的方法中，平板检测器25具有其中信号电荷被用于成像的有效区40，和其中信号电荷不用于成像的无效区41。无效区上检测部件的配置和有效区上检测部件的配置相同。无效区沿列方向和有效区相邻，并在有效区之前被驱动。在第一实施例中，可调整的最大区域对应于平板检测器25上的有效区。即，操作员可在不考虑无效区41的情况下设置成像区。此时，来自无效区的信号电荷不用于成像。从有效区40读取的信号电荷和在从有效区40读出信号电荷期间输出的杂散电荷被用于成像。即，信号电荷不被用于成像但是使用杂散电荷的区域称为无效区41。另一方面，信号电荷和杂散电荷都被用于成像的区域称为有效区40。来自无效区41的电荷用于调整行之间总杂散电荷的大小，调整后的电荷随后被添加到有效区40中的信号电荷中。
下面参考图4-图6，说明图3A中所示的方法中，平板检测器25获得的X射线图像的产生过程。在图4中，包括有效区40和无效区41的平板检测器25具有二维排列的M(行方向)×N(列方向)个检测部件1.为了便于说明，两个无效行被表示为第一行1-11、1-21和131…1M1，及第二行1-12、1-22、132…1M2，但是，无效行最好为几十行。于是图4中，有效区40是从第三行到第N行。在平板检测器25中，同一行上的检测部件的M个驱动端子(图2中的栅极端子)共同与栅极驱动器5的相同输出端子连接。例如，栅极驱动器5的输出端子5-1与检测部件1-11、1-21、131…1M1的相应驱动端子连接，输出端子5N与检测部件11N、12N、13N…1MN的相应驱动端子连接。同一列上的检测部件的N个输出端子(图2中的漏极端子)共同与相同的输出导线9连接，所述输出导线9与图像数据产生单元26中的电荷/电压转换器6的输入端子连接。例如，检测部件的输出端子1-11、1-12、113…11N共同与相同的输出导线9-1连接，输出导线9-1与电荷/电压转换器61连接。类似地，检测部件1M1、1M2、1M3…1MN的输出端子共同与相同的输出导线9M连接，输出导线9M与电荷/电压转换器6M连接。
图5表示了第一行检测部件1到栅极驱动器5的输出端的ON电阻、杂散电荷和信号电荷的时间变化。图5中上面的第一行表示了X射线辐射的时序，第二到第四行表示栅极端子5-153的输出的时序。第五到第七行表示检测部件1-11、1-12和113的漏极端子和源极端子之间的ON电阻。第八到第十行表示通过检测部件1-11、1-12、113的源极和漏极之间的连接，输出给输出导线9-1的杂散电荷的相应大小。第十一行表示从检测部件1-11、1-12、113输出给输出导线9-1的总杂散电荷的大小。图5中的水平轴表示和读出行编号对应的时间轴。
根据来自系统控制电路17的控制信号，X射线产生单元12在t0a-t0b期间，向患者13辐射X射线。排列在有效区40上的检测部件1接收穿透患者13的X射线，并在存储电容器3中累积和X射线量对应的信号电荷。在X射线辐射完成之后，系统控制单元17向栅极驱动器5供给时钟脉冲，栅极驱动器5从栅极端子5-1～5N输出驱动脉冲，如图5的第二行到第四行中所示。如上所述，栅极驱动器5向TFT 4的栅极端子供给驱动脉冲(ON电压)，以便把在检测部件1中累积的电荷读出到信号输出导线9上。根据对栅极端子的驱动脉冲，TFT 4转为ON状态，在存储电容器3中累积的电荷信号被读出到输出导线9-1。
由于当检测部件1中TFT 4的栅极被供给ON电压时，源极和漏极之间的电阻很低，存储电容器3的电压几乎和输出导线9-1的电压相同。于是，杂散电容的影响很小，几乎只有信号电荷被读出到输出导线9上。另一方面，当向TFT 4的栅极供给OFF电压，并且TFT 4从ON状态变成OFF状态时，杂散电容导致的杂散电荷开始累积。但是，TFT 4的源极和漏极之间的阻抗逐渐增大，如图5的第五到第七行中所示。为此，在TFT 4变成OFF状态之后片刻，杂散电荷在源极和漏极之间通过，并被输出给信号输出导线9。如图5中所示，在X射线辐射之后，在t1a～t1b期间，栅极驱动器5的终端5-1转为ON状态(表示为图5中的第三行)，并且无效区41的第一行上的检测部件1-11被驱动。随后，在t2a～t2b期间，栅极驱动器5的端子5-2转为ON状态，如图5的第三行中所示，检测部件1-12被驱动。此时，端子5-1处于OFF电压，由杂散电容引起的杂散电荷开始在存储电容器3-11中累积。杂散电荷在TFT 4-11的源极和漏极之间通过，所述源极和漏极之间的阻抗仍然较低(表示为图5的第五行)，所述杂散电荷并被输出给输出导线9-1(表示为图5的第五行)。实际上，杂散电荷被输出给信号输出导线9的时间为一个期限(图5中所示的t1a～t1b)的几十倍，但是，为了便于说明，在图5中，该时间被表示为约为1/10倍。
此外，在t3a～t3b期间，栅极驱动器5的端子53处于ON电压(表示为图5的第四行)，在有效区40的第三行上的检测部件13中累积的信号电荷被输出给输出导线9-1.此时，在检测部件1-11中产生的杂散电荷被添加到在检测部件1-12中产生的信号电荷，并且一起被输出给公共输出导线9-1。即，在输出导线9-1上，在t1a～t1b期间由驱动脉冲导致的检测部件1-11的杂散电荷，和在t2a～t2b期间由驱动脉冲导致的检测部件1-12的杂散电荷被添加到在t3a～t3b期间由驱动脉冲驱动的检测部件的信号电荷中。信号电荷和杂散电荷的总值通过电荷/电压转换器61～6M和A/D转换器71～7M，被临时保存在并行/串行转换器8的存储器81～8M中。类似地，就第二列到第M列来说，在无效区41上第一和第二行中产生的杂散电荷被添加到在有效区40上第三行中产生的信号电荷中，杂散电荷和信号电荷的总值被输出给输出导线9-2～9M。总的电荷被进行A/D转换，并保存在并行/串行转换器8的存储器9-2～9M中。从而，在t3a～t3b期间获得的信号电荷被临时保存在并行/串行转换器8的存储器81～8M中，作为第三行数据(即，有效区40中的第一行数据)，并被保存在图像存储单元16中。类似地，输出端子54-5N依次处于ON电压，在第四到第N行上的检测部件中累积的信号电荷被输出给输出导线9-1～9M。在驱动器端子54～5N处于OFF电压之后片刻，杂散电荷被输出给输出导线9-1～9M。于是，如图5的第十一行中所示，根据行编号，在平板检测器25的第一行上的检测部件1中产生的杂散电荷被输出给输出导线9-1.杂散电荷的总值通过电荷/电压转换器61～6M和A/D转换器71被临时保存在并行/串行转换器8中，并被保存在图像存储单元16中，作为第四到第N行图像数据。在图像存储单元16中产生X射线数据之后，根据系统控制单元17的控制，X射线管21的显示图像存储器36保存X射线图像数据。X射线图像数据由D/A转换器31进行D/A转换，并由显示电路32改变成TV格式信号。TV格式信号在监视器35上显示为X射线图像。
同时，紧接读出在第一行上的检测部件中产生的信号电荷之后，单位时间内输出导线9-1上的总杂散电荷的变化率为最大值，并且变化率逼近和行编号相应的恒定值α。为了便于说明，在图5的第八到第十一行中，只表示了杂散电荷和总的杂散电荷。在图6中，和行编号对应的杂散电荷被表示为连续直线，添加到总的杂散电荷中的信号电荷被表示为虚线。在图6的上侧，表示了第一实施例中输出导线9-1的总杂散电荷和信号电荷。在图6的下侧，表示了常规方法中的总杂散电荷和信号电荷。如上所述，在第一实施例中，X射线图像数据由第三到第N行上的信号电荷产生，但是在常规方法中，X射线图像数据由第一到第N行上的信号电荷产生。
于是，如图6上侧所示的第一实施例中X射线成像数据的总杂散电荷的变化率(β1)小于如图6下侧所示的常规方法中的变化率(β2)，从而，和常规技术相比，第一实施例的阴影减少了。图7比较了第一实施例和常规方法的阴影效果。图7中，阴影出现在编号较小的行上，但是，和常规方法相比，第一实施例中阴影减少。即，由于在第一实施例中，在有效区之前读出无效区上的电荷，因此当读出有效区上每行中的信号电荷时，杂散电荷被饱和。于是，光亮和黑暗的差异减小，减轻了阴影。
下面说明第一实施例的改进。该改进把第一实施例应用于日本专利公开(Kokai)No.2001-34032中公开的降低暗电流噪声的平板检测器，所述日本专利作为参考包含于此。图8A表示平板检测器25及其周围电路。在辐射X射线之后，栅极驱动器5向每个检测部件输出驱动脉冲，类似于第一实施例中在图4中所示的平板检测器，在检测部件中累积的电荷被读出到输出导线9-1～9M。此外，读出到输出导线9-1～9M的电荷通过电荷/电压转换器61～6M被发送给A/D转换器71～7M。平板检测器25包括在第一列检测部件1-11、1-12、113…11N的表面上阻挡X射线的屏蔽。被屏蔽所覆盖的第一列上的电荷被读出并通过A/D转换器71被输入减法单元141-14M的第一端子。另一方面，在不被屏蔽所覆盖的第二到第M列上的检测部件中累积的电荷被读出并通过A/D转换器72～7M被输入减法单元141～14(M-1)的第二端子。减法单元141～14(M-1)分别从A/D转换器72～7M的输出中减去A/D转换器71的输出信号。减法结果被临时保存在并行/串行转换器38的存储器381～38(M-1)中，并保存在图像存储单元16中。
当不辐射X射线时，暗电流引起的电荷(下面称为噪声电荷)在存储电容器3中累积。噪声电荷不同于紧接TFT转变OFF状态之后产生的杂散电荷，因为噪声电荷在TFT保持OFF状态时不断累积。为了减轻噪声电荷的影响，在上述日本专利公布(Kokai)No.2001-34032中，在有效区40上的检测部件1的表面上设置有阻挡X射线的屏蔽。下述说明是一个例子，用于解释暗电流减小的原理：在第一列检测部件1-11、1-12、113…11N上设置有阻挡X射线的屏蔽，在第二列检测部件1-21、1-22、123…12N上不设置阻挡X射线的屏蔽。
当X射线穿透患者13，辐射到平板检测器25上时，检测部件1-21、1-22、123…12N累积和X射线量对应的信号电荷，而由于屏蔽的缘故，检测部件1-11、1-12、113…11N不累积信号电荷。在辐射X射线之后，利用栅极驱动器5的驱动脉冲把在检测部件1-21、1-22、123……12N中累积的信号电荷读出到输出导线9-2之前，这些检测部件累积由暗电流引起的噪声电荷。从而，噪声电荷被添加到检测部件1-21、1-22、123…12N的信号电荷中。另一方面，在检测部件1-11、1-12、113…11N中，只累积噪声电荷，借助栅极驱动器5的驱动脉冲，噪声电荷被读出到输出导线9-1.读出到输出导线9-1和9-2的电荷由电荷/电压转换器61和62转换成电压，并由A/D转换器71和72进行A/D转换，以便输入减法单元141。借助减法单元141，减除公共噪声电荷，只有信号电荷通过并行/串行转换器38的存储器381被保存在图像存储单元16中。类似地，就第三到第M列来说，通过从和输出给输出导线93～9M的电荷对应的电压信号中减去和输出给输出导线9-1的电荷对应的电压信号，以减小噪声电荷，只有信号电荷通过并行/串行转换器38的存储器381被保存在图像存储单元16中。在这种改进中，如图8B中所示，第一列检测部件1-11、1-12、113…11N位于屏蔽所覆盖的区域，第一行检测部件1-11、1-21、1-31…1M1和第二行检测部件1-22、132…1M2在无效区41，其余的检测部件在有效区40。通过类似于第一实施例使用这三种区域驱动检测部件1，并通过进行减法运算，不仅可以减少噪声电荷，而且还可以抑制由杂散信号引起的阴影。由于和第一实施例类似，因此省略关于杂散电荷的产生及阴影抑制的说明。
如上所述，在第一实施例和改进实施例中，预先读出无效区41上的检测部件，当总的杂散电荷稳定时，读出有效区40上的检测部件，以便产生X射线图像。从而，由于添加到信号电荷中的总杂散电荷的变化较小，因此抑制了出现在X射线图像上的阴影。在第一实施例和改进实施例中，无效区41与有效区40相邻，但是无效区可以不与有效区40相邻。此外，在图3中，表示成只向有效区40辐射X射线，但是也可向无效区41辐射X射线。但是，在优选实施例中，不向无效区辐射X射线，或者包含一个屏蔽，以减小对患者的X射线剂量。
下面参考图9说明本发明的第二实施例。作为有效功能之一，存在利用平板检测器25实时显示X射线图像的实时功能。为了改进实时功能，平板检测器25被分成两个检测器25A和25B，并行地读每个检测器上的检测部件。在第二实施例中，将描述利用上述分离读出方法减小阴影。在平板检测器25中，检测器25A包括M×NA个检测部件，检测器25B包括M×NB个检测部件。检测器25A和25B包括相应的栅极驱动器5A和5B，相应的电荷/电压转换器6A和6B，相应的A/D转换器7A和7B，和相应的并行/串行转换器8A和8B。NA可以为N/2，NB可以为N/2。图像存储单元16类似地被分成图像存储单元16A和图像存储单元16B，并行/串行转换器8A和8B的输出信号被分别并行保存在图像存储单元16A和16B中。在检测器25A和25B中，M个检测部件1的驱动端子(即TFT的栅极端子)共同与栅极驱动器5的输出端子连接。沿列方向排列的所述NA和NB个检测部件的输出端子(即TFT的漏极端子)共同与图像数据产生单元26中的相应电荷/电压转换器6A和6B的输入端子连接。
图10表示了第二实施例的一个变型的栅极驱动器5的驱动信号。图10的第一行表示X射线辐射的时序，第二行表示来自栅极端子的用于驱动1A和1B行的检测部件的输出的时序。类似地，第三行表示来自栅极端子的用于驱动2A和2B行的检测部件的输出的时序，第四行表示来自栅极端子的用于驱动3A和3B行的检测部件的输出的时序。总的杂散电荷表示在图10的第五行上。从而，在第二实施例中，检测器25A相邻检测器25B布置，按照从与相邻行相对的相对行到相邻行的顺序读出每个检测器上的检测部件。根据来自系统控制单元17的控制信号，X射线产生单元12在t0a～t0b内向患者13辐射X射线，平板检测器25A和25B检测穿透患者13的X射线，累积和X射线量对应的信号电荷。当完成X射线辐射时，在t1a～t1b内，栅极驱动器5A和5B驱动行1A和1B上的M个检测部件，累积的信号电荷被输出给电荷/电压转换器6A和6B。通过电荷/电压转换器6A和6B，A/D转换器7A和7B，以及相应的并行/串行转换器8A和8B，输出的电荷信号被保存在图像存储单元16A和16B中。
在t2a～t2b期间，栅极驱动器5A和5B驱动行2A和2B上的M个检测部件，这些检测部件中的累积信号电荷被输出给电荷/电压转换器6A和6B。此时，来自行1A和1B的杂散电荷被输出并添加到行2A和2B的信号电荷中。添加后的电荷通过电荷/电压转换器6A和6B，A/D转换器7A和7B，以及相应的并行/串行转换器8A和8B被保存在图像存储单元16A和16B中。类似地，行3A和3B、4A和4B…NA和NB上的信号电荷和杂散电荷通过电荷/电压转换器6A和6B，A/D转换器7A和7B，以及相应的并行/串行转换器8A和8B被保存在图像存储单元16A和16B中。在图像存储单元16A和16中，产生X射线图像，系统控制单元17控制显示单元21的显示图像存储器36临时保存X射线图像，并控制监视器33显示由D/A转换器31和显示电路32改变为TV格式的X射线图像。
下面说明和从相邻行到相对行读出相比，当从相对行到相邻行读出检测器25A和25B时的优点。图11A表示了第二实施例的阴影特征，图11B表示了从相邻行到相对行读出检测器的常规方法的阴影特征。图11A中，左侧视图表示X射线检测器25，粗箭头线表示读取方向。图11A的中间视图表示总杂散电荷特性曲线，右侧视图表示出现阴影的X射线图像。如图11A的左侧视图中所示，当在平板检测器25A中从行1A～NA读出检测部件，在平板检测器25B中从行1B～NB读出检测部件时，在相邻行附近的中心区，输出的总杂散电荷可比，如图11A的中间视图中所示。另一方面，如图11B的左侧视图中所示，当在平板检测器25A中从行NA～1A读出检测部件，在平板检测器25B中从行NB～1B读出检测部件时，行NA和NB上的总杂散电荷变化明显，在相邻行附近的中心区上出现较大的抑制，如图11B的中间视图中所示。即，如图11A的右侧视图中所示，当读出方向为从相对行到相邻行时，在相对行的两个边缘区域上出现阴影(图11A中的上下边缘)。另一方面，如图11B的右侧视图中所示，当读出方向为从相邻行到相对行时，阴影出现在中心区。
在常规诊断成像中，对诊断来说最重要的部分位于中心区。在第二实施例中，阴影的出现局限于边缘区，因为读取方向是从相对行到相邻行。于是，可减轻阴影对诊断的影响。上面，虽然检测器被分成两部分，不过分离的数目并不受限。即，存在把检测器分成两个以上部分的其它实施例。另外，存在改变各行读出顺序，以便产生预定效果的其它实施例。
下面参考图12说明本发明的第三实施例。在第三实施例中，为了减小阴影的影响，描述了第一实施例中的无效区41和第二实施例中检测器分离的组合。在图12中，沿行方向相邻布置包括M×NA个检测部件的平板检测器25A和包括M×NB个检测部件的平板检测器25B。平板检测器25A和25B包括相应的栅极驱动器5A和5B，相应的电荷/电压转换器6A和6B，相应的A/D转换器7A和7B，以及相应的并行/串行转换器8A和8B。NA可以为N/2，NB可以为N/2。图像存储单元16类似地被分成图像存储单元16A和图像存储单元16B，并行/串行转换器8A和8B的输出信号并行地分别保存在图像存储单元16A和16B中。系统控制单元17从图像存储单元16A和16B读出X射线图像数据，控制显示单元21的显示图像存储器36临时保存X射线图像，并控制监视器33显示由D/A转换器31和显示电路32改变成TV格式的X射线图像。在第三实施例的平板检测器25A中，第一行1A和第二行2A位于无效区41，第三行3A到第N行NA位于有效区40。在第三行3A到第N行NA上的检测部件之前读出第一行1A和第二行2A上的检测部件。类似地，在平板检测器25B中，第一行1B和第二行2B位于无效区41，第三行3B到第N行NB位于有效区40。在第三行3B到第N行NB上的检测部件之前读出第一行1B和第二行2B上的检测部件。由于从各个检测器25A和25B读出电荷的方法和第一实施例相似，因此省略其说明。
图13表示了第三实施例中的阴影特征，图13的左侧视图表示包括无效区41A及41B和有效区40A及40B的平板检测器25A和25B。图13的中间视图表示第三实施例的总杂散电荷特性曲线，右侧视图表示出现阴影的X射线图像。和第二实施例一样，从有效区40A和40B读出电荷的方向是朝向相邻行的方向。阴影的轻重取决于无效区41上的行数，但是几乎和读出方向无关。于是，无效区41A和41B上电荷的读出方向反过来也一样。
图14中，表示了第三实施例的第一修改例的读出方向和区域。在第一修改例中，操作员设置小于最大成像区域的X射线辐射区域，并且设置的区域位于相邻行附近的中心区上。可使用和图12中所示平板检测器相似的平板检测器25A和25B及其周围电路，并且改变诸如栅极驱动器5之类周围电路的驱动方法。在平板检测器25A和25B中，相邻行附近的中心区是有效区40A和40B，边缘区是无效区41A和41B。例如，NXA～NXA+1行和NXB～NXB+1行被设置成无效区41，NXA+2～NA行和NXB+2～NB行被设置成有效区40。系统控制单元17向栅极驱动器5A和5B发送控制信号，栅极驱动器5-1A和5-1B在有效区40上的NXA+2～NA行和NXB+2～NB行之前，驱动无效区41上的NXA～NXA+1行。随后，有效区40上的信号电荷和杂散电荷被输出给输出导线9-1～9M。在驱动有效区40上的NXA+2～NA行期间获得的信号电荷和杂散电荷通过电荷/电压转换器6，A/D转换器7和并行/串行转换器38被保存在图像存储单元16中。系统控制单元17从图像存储单元16读出图像数据，并控制显示单元21的显示图像存储器36临时存储X射线图像数据。监视器显示由D/A转换器31和显示电路32改变成TV格式的X射线图像。如上所述，在第三实施例中，通过组合第一实施例中的无效区41和第二实施例中的检测器分离，可减轻阴影的影响。在第三实施例的第一修改例中，可在短时间内对小的成像区成像，并抑制阴影。在第三实施例中，读出方向为从平板检测器25A和25B的相对行到相邻行，但是，在第三实施例的其它变型中，可以改变读出方向。即，当总杂散电荷特性曲线几乎平直时，可沿各个方向读出有效区41A和41B上的电荷，以便降低X射线图像上的阴影，如图14中的箭头1a和1b所示。另外，无效区上的读出方向也可以是各个方向。
下面参考图15A和15B说明第三实施例的第二修改例。第二修改例和A/D转换器7的放大范围相关。省略了与第三实施例共有的特征的说明。在第三实施例的第二修改例中，A/D转换器7的放大范围表示在图15A中。右上视图表示出现阴影的X射线图像，左上视图表示总杂散电荷特性曲线。这时，A/D转换器7的放大范围表示在图15A的左下视图，并且放大范围几乎覆盖了在平板检测器25中的无效区41和有效区40上获得的所有信号。另一方面，在第二修改例中，A/D转换器7具有这样的放大范围：使在无效区41上获得的信号被截除，在有效区40上获得的信号被放大(如图15B中所示)。从而，强化了在有效区40上获得的信号之间的差异，改进了X射线图像的对比度。
在第三实施例的第三修改例中，根据成像区改变放大范围。如图15C中所示，在第三修改例中，类似于第一修改例，设置小于最大成像区的成像区。具体地说，事先依据成像区测量A/D转换器7的恰当放大范围，并把所述恰当放大范围以表格数据的形式保存在系统控制单元17中。当操作员设置成像区时，读出并设置和设置的成像区对应的放大范围。从而，由于根据操作员设置的成像区设置A/D转换器的放大范围，因此改进了X射线图像的对比度。
在另一修改例中，当一部分有效区40上的成像区被设置成与第三实施例可比时，可首先读出无效区41上的信号电荷，随后可读出整个有效区40上的信号电荷。随后可从有效区40上的电荷信号选择成像区上的信号电荷，并根据成像区上的信号电荷产生图像。
本发明并不局限于上述实施例，在不脱离本发明总的发明构思的精神或范围的情况下，可做出各种修改。例如，在上面的实施例中，无效区41被描述成具有两行，但是，实际上无效区41可包括几十行。此外，在图9、图12和图14中，可并行读出两个平板检测器40A和40B上的检测部件，并且平板检测器的数目可以大于2。此外，无效区41的位置并不局限于在第三行的旁边，相反可以位于第N行的旁边。另外，有效区40可不与无效区41相邻。在优选实施例中，X射线只射向平板检测器25上的有效区40，但是在另一实施例中，X射线也可射在无效区41上。不论是否辐射X射线，都难以影响杂散电荷。另外，附图中描述的实施例被安排成矩形，同时，与栅极导线和输出导线相关的方向正交。但是，也存在包含其它图案(例如圆、三角形、五边形等)的其它实施例，其中栅极导线连接径向上的检测器，输出导线连接圆周方向上的检测器，检测器的多个同心组的读取顺序由一个或多个栅极控制器控制。其它更复杂的读取模式也是可行的。

Claims (20)

1、一种X射线诊断设备，包括：
X射线源；
相对于X射线源布置的第一X射线检测器，所述第一X射线检测器包括二维排列的若干检测部件；
与所述第一X射线检测器连接，在从第一X射线检测器的用于成像的第一区域读出电荷之前，从所述第一X射线检测器的不用于成像的第二区域读出电荷的读出单元；
与读出单元连接，把从第一区域读出的电荷转换成X射线图像数据的信号转换器；和
与信号转换器连接，显示X射线图像数据的显示单元。
2、按照权利要求1所述的X射线诊断设备，其中所述第一区域的行方向排列的检测部件的数目等于所述第二区域的行方向排列的检测部件的数目。
3、按照权利要求1所述的X射线诊断设备，其中所述第一区域与所述第二区域在列方向相邻。
4、按照权利要求3所述的X射线诊断设备，其中所述读出单元包括：
从所述第一区域的一部分读出电荷的第一读出单元。
5、按照权利要求1所述的X射线诊断设备，还包括：
相对于X射线源布置的第二X射线检测器，所述第二X射线检测器包括二维排列的第二检测部件；
与第二X射线检测器连接，在从第二X射线检测器的用于成像的第一区域读出电荷之前，从第二X射线检测器的不用于成像的第二区域读出电荷的第二读出单元；
将第二读出单元连到显示单元的第二信号转换器。
6、按照权利要求5所述的X射线诊断设备，其中所述第一X射线检测器的第一区域和第二X射线检测器的第一区域在列方向相邻，相邻处的行为两相邻行，所述第一读出单元和第二读出单元分别按照从所述第一X射线检测器的第一区域和所述第二X射线检测器的第一区域内与所述相邻行相对的一侧的行到所述相邻行的顺序，读出电荷。
7、按照权利要求6所述的X射线诊断设备，其中所述第一读出单元和第二读出单元同时读出电荷。
8、一种X射线诊断设备，包括：
X射线源；
相对于X射线源布置的第一X射线检测器，所述第一X射线检测器包括二维排列的若干X射线检测部件，所述若干X射线检测部件把检测到的X射线转换成电荷；
操作上与所述第一X射线检测器连接，在第一X射线检测器的用于成像的第一区域内设置成像区的控制器；
操作上与所述控制器连接的控制器输入单元；
与所述第一X射线检测器连接，在从所述设置的成像区的检测部件读出电荷之前，从第一X射线检测器的位于所述第一区域以外的第二区域的X射线检测部件读出电荷的读出单元；
与所述读出单元连接，把从所述设置的成像区的X射线检测部件读出的电荷转换成X射线图像数据的信号转换器；和
与所述信号转换器连接，显示X射线图像数据的显示单元。
9、按照权利要求8所述的X射线诊断设备，其中所述读出单元包括：
读出第一区域的在所述设置的成像区以外的一部分中的电荷的第一读出单元。
10、按照权利要求8所述的X射线诊断设备，还包括：
将所述读出单元连接到所述信号转换器的放大器，所述放大器截除从所述第二区域读出的电荷，放大从所述设置的成像区读出的电荷。
11、按照权利要求8所述的X射线诊断设备，还包括：
将所述读出单元连接到信号转换器的放大器，所述放大器基于按成像区的大小参数定的放大率放大从所述设置的成像区读出的电荷。
12、按照权利要求11所述的X射线诊断设备，其中所述第一区域的行方向排列的检测部件的数目等于所述第二区域的行方向排列的检测部件的数目。
13、按照权利要求11所述的X射线诊断设备，其中所述第一区域与所述第二区域在列方向相邻。
14、按照权利要求13所述的X射线诊断设备，其中所述读出单元包括：
从所述第一区域的一部分读出电荷的第一读出单元。
15、按照权利要求8所述的X射线诊断设备，还包括：
相对X射线源布置的第二X射线检测器，所述第二X射线检测器包括二维排列的第二检测部件，所述第二X射线检测部件把检测到的X射线转换成电荷；
与所述第二X射线检测器连接，在从所述第二X射线检测器的所述设置的成像区读出电荷之前，从位于所述第二X射线检测器的第一区域以外的所述第二X射线检测器的第二区域读出电荷的第二读出单元，所述第二X射线检测器中的所述设置的成像区通过所述控制器设置；和
使所述第二读出单元与显示单元连接的第二信号转换器。
16、按照权利要求15所述的X射线诊断设备，其中所述第一X射线检测器的第一区域和第二X射线检测器的第一区域在列方向相邻，相邻处的行为两相邻行，所述第一读出单元和第二读出单元分别按照从所述第一X射线检测器的第一区域和所述第二X射线检测器的第一区域内与所述相邻行相对的一侧的行到所述相邻行的顺序，读出电荷。
17、按照权利要求16所述的X射线诊断设备，其中所述第一读出单元和第二读出单元同时读出电荷。
18、一种X射线诊断设备，包括：
X射线源；
相对于X射线源放置的X射线检测器，所述X射线检测器包括二维排列的，把检测到的X射线变成电荷的若干检测部件；
与X射线检测器连接，在从X射线检测器的用于成像的第一区域的检测部件读出电荷之前，从X射线检测器的不用于成像的第二区域的检测部件读出电荷的读出单元；
与X射线检测器连接，截除从所述第二区域的检测部件读出的电荷，放大从所述第一区域的检测部件读出的电荷的放大器；
与放大器连接，把放大后的电荷转换成X射线图像数据的信号转换器；和
与信号转换器连接，显示X射线图像数据的显示单元。
19、一种X射线诊断设备，包括：
X射线源；
相对于X射线源布置的X射线检测器，所述X射线检测器包括二维排列的，把检测到的X射线变成电荷的若干检测部件；
操作上与X射线检测器连接，用于输入辐射对象所对应的成像区的输入单元；
与X射线检测器连接，在从X射线检测器的用于成像的第一区域的检测部件读出电荷之前，从X射线检测器的不用于成像的第二区域的检测部件读出电荷的读出单元；
与X射线检测器连接，根据按成像区确定的放大范围放大从成像区的检测部件读出的电荷的放大器；
与放大器连接，把放大后的电荷转换成X射线图像数据的信号转换器；和
与信号转换器连接，显示X射线图像数据的显示单元。
20、一种控制X射线诊断设备的方法，包括：
利用X射线辐射对象；
检测透过对象的X射线；
利用包括二维排列的若干检测部件的X射线检测器把检测到的X射线变成电荷；
在从X射线检测器的用于成像的第一区域的检测部件读出电荷之前，从X射线检测器的不用于成像的第二区域的检测部件读出电荷；
把从所述第一区域的检测部件读出的电荷转换成X射线图像数据；和
显示X射线图像数据。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103109205A (zh) * 2011-07-07 2013-05-15 株式会社东芝 光子计数型图像检测器、x射线诊断装置、以及x射线计算机断层装置

Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4368350B2 (ja) * 2003-05-27 2009-11-18 株式会社日立メディコ Ｘ線画像診断装置
US20050041746A1 (en) * 2003-08-04 2005-02-24 Lowell Rosen Software-defined wideband holographic communications apparatus and methods
US7233393B2 (en) 2004-08-05 2007-06-19 Applera Corporation Signal noise reduction for imaging in biological analysis
US7120230B2 (en) * 2004-05-03 2006-10-10 General Electric Company System and method for eliminating the effects of saturated pixels in solid state x-ray detectors
JP2009074988A (ja) * 2007-09-21 2009-04-09 Fujifilm Corp 放射線画像処理装置
US8178846B2 (en) * 2008-07-24 2012-05-15 Shimadzu Corporation Light or radiation image pickup apparatus
JP5199497B2 (ja) * 2011-08-31 2013-05-15 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置、放射線画像撮影システム、放射線画像撮影装置の制御プログラム、及び放射線画像撮影装置の制御方法
US9554759B2 (en) * 2013-09-18 2017-01-31 Carestream Health, Inc. Digital radiography detector image readout process
US9618462B2 (en) * 2014-12-16 2017-04-11 Morpho Detection, Llc Systems and methods for imaging and determining a signature of an object
US9858688B2 (en) 2015-06-30 2018-01-02 General Electric Company Methods and systems for computed tomography motion compensation
JP2021177850A (ja) * 2020-05-12 2021-11-18 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線検出器及びｘ線ｃｔ装置

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4996413A (en) 1990-02-27 1991-02-26 General Electric Company Apparatus and method for reading data from an image detector
JP2694583B2 (ja) * 1991-10-23 1997-12-24 富士写真フイルム株式会社 骨塩定量分析方法
JPH078474A (ja) * 1993-06-15 1995-01-13 Ge Yokogawa Medical Syst Ltd 医療診断用シェーディング補正装置
JPH07154694A (ja) * 1993-11-25 1995-06-16 Hitachi Medical Corp Ｘ線ディジタル透視撮影装置
JP2825450B2 (ja) * 1994-12-06 1998-11-18 株式会社東芝 Ｃｔスキャナ
US5818898A (en) * 1995-11-07 1998-10-06 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray imaging apparatus using X-ray planar detector
FR2745640B1 (fr) * 1996-02-29 1998-04-10 Commissariat Energie Atomique Dispositif d'imagerie multicoupes
US5673300A (en) 1996-06-11 1997-09-30 Wisconsin Alumni Research Foundation Method of registering a radiation treatment plan to a patient
US6215844B1 (en) * 1998-08-06 2001-04-10 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray computed tomography apparatus
JP2000184284A (ja) * 1998-12-11 2000-06-30 Hitachi Medical Corp Ｘ線撮影装置におけるシェ―デング除去装置
JP2001056382A (ja) * 1999-06-07 2001-02-27 Toshiba Corp 放射線検出器及び放射線診断装置
JP3875461B2 (ja) * 2000-07-06 2007-01-31 株式会社東芝 固体撮像システム
KR20020031207A (ko) * 2000-10-23 2002-05-01 주식회사 메디슨엑스레이 의료용 엑스선 디지털 영상 시스템
US6404852B1 (en) * 2001-03-15 2002-06-11 Ge Medical Systems Global Technology Company Overhead reduction due to scrubbing or partial readout of x-ray detectors

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103109205A (zh) * 2011-07-07 2013-05-15 株式会社东芝 光子计数型图像检测器、x射线诊断装置、以及x射线计算机断层装置
CN103109205B (zh) * 2011-07-07 2016-03-02 株式会社东芝 光子计数型图像检测器、x射线诊断装置、以及x射线计算机断层装置

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