JP2002333481A - 固体ｘ線検出器の電界効果トランジスタ光伝導効果により誘発されるオフセットを補正するための方法と装置 - Google Patents
固体ｘ線検出器の電界効果トランジスタ光伝導効果により誘発されるオフセットを補正するための方法と装置Info
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【課題】 固体Ｘ線検出器の電界効果トランジスタの光
伝導効果により誘発されるオフセットを補正するための
方法と装置を提供する。 【解決手段】医療診断用画像形成システム１００は、複
数のサブシステムを含む。医療診断用画像形成システム
１００は、Ｘ線検出器１１０とＸ線検出器走査範囲１１
５とＸ線源１２０と患者１３０などのサブシステムを含
む。医療診断用画像形成システム１００はまた、画像獲
得モジュール１４０と画像調整モジュール１５０とを含
む。患者１３０は、医療診断用画像形成システム１００
に載置される。一例であるシステムでは、Ｘ線源１２０
は患者１３０の上方に配置される。Ｘ線検出器１１０
は、患者１３０の下方に配置される。
伝導効果により誘発されるオフセットを補正するための
方法と装置を提供する。 【解決手段】医療診断用画像形成システム１００は、複
数のサブシステムを含む。医療診断用画像形成システム
１００は、Ｘ線検出器１１０とＸ線検出器走査範囲１１
５とＸ線源１２０と患者１３０などのサブシステムを含
む。医療診断用画像形成システム１００はまた、画像獲
得モジュール１４０と画像調整モジュール１５０とを含
む。患者１３０は、医療診断用画像形成システム１００
に載置される。一例であるシステムでは、Ｘ線源１２０
は患者１３０の上方に配置される。Ｘ線検出器１１０
は、患者１３０の下方に配置される。
Description
【０００１】
【発明が属する技術分野】本発明は、概して医療診断用
画像形成システム、詳しくは固体検出器を用いた医療用
画像形成システムにおいて電界効果トランジスタ（ＦＥ
Ｔ）の光伝導効果により誘発されるディジタル画像のオ
フセットを補正するための方法と装置に関連する。
画像形成システム、詳しくは固体検出器を用いた医療用
画像形成システムにおいて電界効果トランジスタ（ＦＥ
Ｔ）の光伝導効果により誘発されるディジタル画像のオ
フセットを補正するための方法と装置に関連する。
【０００２】
【従来の技術】Ｘ線画像形成は、医療診断用の手段とし
て長年受け入れられてきた。Ｘ線画像形成システムは通
例、医者が正確な診断を行なうのに必要な情報を含むこ
との多い胸部、頸部、脊髄、頭部、腹部などの画像を得
るのに使用される。一般的にＸ線画像形成システムは、
Ｘ線源とＸ線センサとを包含する。例えば胸部Ｘ線画像
を撮影する際には、患者は胸部をＸ線センサに向けて立
ち、Ｘ線技師がＸ線センサとＸ線源を適当な高さに配置
する。源から発生されたＸ線が患者の胸部を通過する
と、Ｘ線センサは源から発生されて体の各部分によって
様々な程度に減衰されたＸ線エネルギーを検出する。関
連の制御システムは、Ｘ線センサから検出Ｘ線エネルギ
ーを受け取って、対応する診断用画像をディスプレイに
用意する。
て長年受け入れられてきた。Ｘ線画像形成システムは通
例、医者が正確な診断を行なうのに必要な情報を含むこ
との多い胸部、頸部、脊髄、頭部、腹部などの画像を得
るのに使用される。一般的にＸ線画像形成システムは、
Ｘ線源とＸ線センサとを包含する。例えば胸部Ｘ線画像
を撮影する際には、患者は胸部をＸ線センサに向けて立
ち、Ｘ線技師がＸ線センサとＸ線源を適当な高さに配置
する。源から発生されたＸ線が患者の胸部を通過する
と、Ｘ線センサは源から発生されて体の各部分によって
様々な程度に減衰されたＸ線エネルギーを検出する。関
連の制御システムは、Ｘ線センサから検出Ｘ線エネルギ
ーを受け取って、対応する診断用画像をディスプレイに
用意する。
【０００３】Ｘ線センサは、スクリーンが、Ｘ線をフィ
ルムを露光させる光線へ転化させるという従来のスクリ
ーン／フィルム構造でよい。Ｘ線センサは、固体ディジ
タル画像検出器でもよい。ディジタル検出器は、従来の
スクリーン／フィルム構造よりも著しく大きなダイナミ
ックレンジを提供する。
ルムを露光させる光線へ転化させるという従来のスクリ
ーン／フィルム構造でよい。Ｘ線センサは、固体ディジ
タル画像検出器でもよい。ディジタル検出器は、従来の
スクリーン／フィルム構造よりも著しく大きなダイナミ
ックレンジを提供する。
【０００４】固体ディジタルＸ線検出器の一例は、半導
体ＦＥＴとフォトダイオードのパネルで構成される。パ
ネルのＦＥＴとフォトダイオードは一般的に、行（走査
ライン）と列（データライン）に配列される。ＦＥＴ制
御装置は、ＦＥＴがターンオン・オフされる順序を制御
する。ＦＥＴは一般的に行単位でターン・オンされる、
つまり活性化される。ＦＥＴがターン・オンされると、
ＦＥＴチャネルを確立するための電荷が、トランジスタ
のソースとドレーンの両方からＦＥＴに引き込まれる。
各ＦＥＴのソースはフォトダイオードに接続されてい
る。各フォトダイオードは、Ｘ線の吸収を受けて、上方
のシンチレータにより発せられた光線信号を集積し、吸
収されたＸ線に比例するエネルギーを放出する。ＦＥＴ
のゲートはＦＥＴ制御装置に接続されている。画像獲得
モジュールは、ＦＥＴとフォトダイオードのパネルから
放出された信号を読み取る。画像獲得モジュールは、Ｆ
ＥＴとフォトダイオードのパネルから放出された信号を
変換する。検出器のフォトダイオードにより放出され、
変換されたエネルギーは、画素を活性化するために画像
獲得モジュールに使用され、ディジタル診断画像を表示
する。ＦＥＴとフォトダイオードのパネルは一般的に、
行により走査される。ディジタル診断画像の対応する画
素は、一般的に行ごとに活性化される。
体ＦＥＴとフォトダイオードのパネルで構成される。パ
ネルのＦＥＴとフォトダイオードは一般的に、行（走査
ライン）と列（データライン）に配列される。ＦＥＴ制
御装置は、ＦＥＴがターンオン・オフされる順序を制御
する。ＦＥＴは一般的に行単位でターン・オンされる、
つまり活性化される。ＦＥＴがターン・オンされると、
ＦＥＴチャネルを確立するための電荷が、トランジスタ
のソースとドレーンの両方からＦＥＴに引き込まれる。
各ＦＥＴのソースはフォトダイオードに接続されてい
る。各フォトダイオードは、Ｘ線の吸収を受けて、上方
のシンチレータにより発せられた光線信号を集積し、吸
収されたＸ線に比例するエネルギーを放出する。ＦＥＴ
のゲートはＦＥＴ制御装置に接続されている。画像獲得
モジュールは、ＦＥＴとフォトダイオードのパネルから
放出された信号を読み取る。画像獲得モジュールは、Ｆ
ＥＴとフォトダイオードのパネルから放出された信号を
変換する。検出器のフォトダイオードにより放出され、
変換されたエネルギーは、画素を活性化するために画像
獲得モジュールに使用され、ディジタル診断画像を表示
する。ＦＥＴとフォトダイオードのパネルは一般的に、
行により走査される。ディジタル診断画像の対応する画
素は、一般的に行ごとに活性化される。
【０００５】Ｘ線検出器のＦＥＴは、フォトダイオード
の充電と放電を制御するためのスイッチとして作用す
る。ＦＥＴが閉じると、関連のフォトダイオードは初期
電荷まで再充電される。ＦＥＴが開くと、フォトダイオ
ードにはＸ線が被爆する。各フォトダイオードが受ける
Ｘ線の数は、Ｘ線の線量に相当する。Ｘ線は、フォトダ
イオード上方のシンチレータに吸収され、シンチレータ
は光線を発し、接触したフォトダイオードを放電させ
る。こうして、露光が終了した後、ＦＥＴが開いている
間じゅう、フォトダイオードはＸ線線量を表す電荷を保
持するのである。ＦＥＴが閉じると、フォトダイオード
に所望の電荷が再確立されるため、ＦＥＴには或る量の
電荷が印加される。ＦＥＴが閉じると、各フォトダイオ
ードの初期電荷を回復するのに必要な電荷の量が測定さ
れる。測定された電荷量はシンチレータにより集積され
るＸ線線量の基準となり、結果的に得られる光線は、Ｘ
線露光の間にフォトダイオードによって集積される。
の充電と放電を制御するためのスイッチとして作用す
る。ＦＥＴが閉じると、関連のフォトダイオードは初期
電荷まで再充電される。ＦＥＴが開くと、フォトダイオ
ードにはＸ線が被爆する。各フォトダイオードが受ける
Ｘ線の数は、Ｘ線の線量に相当する。Ｘ線は、フォトダ
イオード上方のシンチレータに吸収され、シンチレータ
は光線を発し、接触したフォトダイオードを放電させ
る。こうして、露光が終了した後、ＦＥＴが開いている
間じゅう、フォトダイオードはＸ線線量を表す電荷を保
持するのである。ＦＥＴが閉じると、フォトダイオード
に所望の電荷が再確立されるため、ＦＥＴには或る量の
電荷が印加される。ＦＥＴが閉じると、各フォトダイオ
ードの初期電荷を回復するのに必要な電荷の量が測定さ
れる。測定された電荷量はシンチレータにより集積され
るＸ線線量の基準となり、結果的に得られる光線は、Ｘ
線露光の間にフォトダイオードによって集積される。
【０００６】Ｘ線画像の使用目的は多い。例えば対象物
体の内的欠陥を検出することができる。さらに内部構造
や配列の変化を判断できる。そのうえ画像は、対象内に
おける物体の有無を示すことができ、Ｘ線画像形成から
得られた情報は、医学や製造を含む多くの分野に用途を
持つ。
体の内的欠陥を検出することができる。さらに内部構造
や配列の変化を判断できる。そのうえ画像は、対象内に
おける物体の有無を示すことができ、Ｘ線画像形成から
得られた情報は、医学や製造を含む多くの分野に用途を
持つ。
【０００７】いかなる画像形成システムでも、Ｘ線、さ
もなければ画像品質が最も重要である。これに関して、
ディジタルつまり固体画像検出器（「ディジタルＸ線シ
ステム」）を用いるＸ線画像形成システムは、ある独自
の欠点に直面する。すなわちディジタルＸ線システム
は、利用可能な画像を提供するため、品質関連重要（Ｃ
ＴＱ）測定に対する厳しい要求を満たさなければならな
いのである。ＣＴＱ測定は、画像解像度と、画像解像度
の一貫性（例えばシステム間で画像を比較）と、画像ノ
イズ（画像のアーチファクト、「ゴースト」、ひずみ）
とを含む。しかし過去には、ディジタルＸ線システムが
ＣＴＱ要件を満たす、つまり一貫した画像品質を提供す
るのが不可能なことが多かった。この従来の欠点は、固
体ディジタル画像検出器の製造に使用される半導体製造
技術のプロセスにおける変動によるものである。さらに
画像品質の低下は、画像形成技術に使用される半導体材
料に固有の電荷保持性によるものである。
もなければ画像品質が最も重要である。これに関して、
ディジタルつまり固体画像検出器（「ディジタルＸ線シ
ステム」）を用いるＸ線画像形成システムは、ある独自
の欠点に直面する。すなわちディジタルＸ線システム
は、利用可能な画像を提供するため、品質関連重要（Ｃ
ＴＱ）測定に対する厳しい要求を満たさなければならな
いのである。ＣＴＱ測定は、画像解像度と、画像解像度
の一貫性（例えばシステム間で画像を比較）と、画像ノ
イズ（画像のアーチファクト、「ゴースト」、ひずみ）
とを含む。しかし過去には、ディジタルＸ線システムが
ＣＴＱ要件を満たす、つまり一貫した画像品質を提供す
るのが不可能なことが多かった。この従来の欠点は、固
体ディジタル画像検出器の製造に使用される半導体製造
技術のプロセスにおける変動によるものである。さらに
画像品質の低下は、画像形成技術に使用される半導体材
料に固有の電荷保持性によるものである。
【０００８】多くの半導体素子は光伝導性を呈する。光
伝導性とは、物質中の電子の光学（光）励起により、物
質の電子伝導性が上昇することである。固体Ｘ線検出器
でスイッチとして使用されるＦＥＴには、光伝導性が見
られる。理想的には、ＦＥＴスイッチは、フォトダイオ
ードに蓄積された電荷を測定する電子機器から、フォト
ダイオードを絶縁する。光伝導性を呈するＦＥＴは、Ｆ
ＥＴが開いた時に、フォトダイオードをシステムから絶
縁しない。その結果、複数ダイオードからの電荷が画像
獲得モジュールにより同時に回復される(restored)。画
像獲得モジュールはどのダイオードに電荷が回復された
かを判断できず、これは画像獲得プロセスに悪影響を与
える。意図せずＦＥＴから電荷が漏れると、欠陥または
ゴースト画像を発生するか、ディジタルＸ線画像の成分
値に電荷オフセットを加えることがある。
伝導性とは、物質中の電子の光学（光）励起により、物
質の電子伝導性が上昇することである。固体Ｘ線検出器
でスイッチとして使用されるＦＥＴには、光伝導性が見
られる。理想的には、ＦＥＴスイッチは、フォトダイオ
ードに蓄積された電荷を測定する電子機器から、フォト
ダイオードを絶縁する。光伝導性を呈するＦＥＴは、Ｆ
ＥＴが開いた時に、フォトダイオードをシステムから絶
縁しない。その結果、複数ダイオードからの電荷が画像
獲得モジュールにより同時に回復される(restored)。画
像獲得モジュールはどのダイオードに電荷が回復された
かを判断できず、これは画像獲得プロセスに悪影響を与
える。意図せずＦＥＴから電荷が漏れると、欠陥または
ゴースト画像を発生するか、ディジタルＸ線画像の成分
値に電荷オフセットを加えることがある。
【０００９】アモルファスシリコンで製作されたＦＥＴ
や他の物質はまた、電荷保持(charge retention)と呼ば
れる特性を示す。電荷保持は構造的現象であり、ある程
度は制御され得る。電荷保持は、ＦＥＴがターン・オフ
された時に、伝導チャネルを確立するためＦＥＴに引き
込まれた電荷すべてが放出されるわけではないという現
象に相当する。保持された電荷は、ＦＥＴがターン・オ
フされた後でも時間とともにＦＥＴから漏出し、ＦＥＴ
から漏出した電荷は、Ｘ線制御システムによりフォトダ
イオードから読み取られる信号にオフセットを加える。
や他の物質はまた、電荷保持(charge retention)と呼ば
れる特性を示す。電荷保持は構造的現象であり、ある程
度は制御され得る。電荷保持は、ＦＥＴがターン・オフ
された時に、伝導チャネルを確立するためＦＥＴに引き
込まれた電荷すべてが放出されるわけではないという現
象に相当する。保持された電荷は、ＦＥＴがターン・オ
フされた後でも時間とともにＦＥＴから漏出し、ＦＥＴ
から漏出した電荷は、Ｘ線制御システムによりフォトダ
イオードから読み取られる信号にオフセットを加える。
【００１０】Ｘ線検出器のＦＥＴは、Ｘ線検出器の行を
読み取るため電圧がＦＥＴに印加された時に電荷保持性
を呈する。検出器の行は概して、所定の方法、順序、時
間間隔で読み取られる。Ｘ線画像の完成フレームでは、
読取り作業ごとに時間間隔が異なる。ＦＥＴが閉じてい
る時、関連するフォトダイオード上の電荷は電荷測定ユ
ニットにより回復されるが、ＦＥＴは電荷の一部を保持
する。読取り作業の間でＦＥＴが開いている時、ＦＥＴ
に保持された電荷の一部はＦＥＴから電荷測定ユニット
に漏出する。ＦＥＴから漏出する電荷の量は、時間とと
もに指数関数的に減衰する。保持された電荷すべてがＦ
ＥＴから漏出する前に、次の読取り作業が行なわれる。
その結果、電荷測定ユニットは、各読取り作業中、前の
読取り作業中にＦＥＴに保持された電荷の量を測定する
ことになるのである。
読み取るため電圧がＦＥＴに印加された時に電荷保持性
を呈する。検出器の行は概して、所定の方法、順序、時
間間隔で読み取られる。Ｘ線画像の完成フレームでは、
読取り作業ごとに時間間隔が異なる。ＦＥＴが閉じてい
る時、関連するフォトダイオード上の電荷は電荷測定ユ
ニットにより回復されるが、ＦＥＴは電荷の一部を保持
する。読取り作業の間でＦＥＴが開いている時、ＦＥＴ
に保持された電荷の一部はＦＥＴから電荷測定ユニット
に漏出する。ＦＥＴから漏出する電荷の量は、時間とと
もに指数関数的に減衰する。保持された電荷すべてがＦ
ＥＴから漏出する前に、次の読取り作業が行なわれる。
その結果、電荷測定ユニットは、各読取り作業中、前の
読取り作業中にＦＥＴに保持された電荷の量を測定する
ことになるのである。
【００１１】新しい読取り作業が開始された時にＦＥＴ
に残留している電荷は、初期保持電荷と呼ばれる。列の
単一の行のＦＥＴなどの、複数のＦＥＴに蓄積された初
期保持電荷が組み合わされて、電荷保持オフセットを形
成する。電荷保持オフセットは、Ｘ線検出器パネルの行
が読み取られる速度に基づいて変化する。読取り作業の
間隔が長くなると、電荷の減衰は増大する。パネルの行
が一定速度で読み取られる時、電荷保持オフセットは定
常値まで上昇する。電荷保持速度の定常値は、パネルの
行がＦＥＴの電荷の指数関数的な減衰速度と等しい速度
で読み取られる点を表す。
に残留している電荷は、初期保持電荷と呼ばれる。列の
単一の行のＦＥＴなどの、複数のＦＥＴに蓄積された初
期保持電荷が組み合わされて、電荷保持オフセットを形
成する。電荷保持オフセットは、Ｘ線検出器パネルの行
が読み取られる速度に基づいて変化する。読取り作業の
間隔が長くなると、電荷の減衰は増大する。パネルの行
が一定速度で読み取られる時、電荷保持オフセットは定
常値まで上昇する。電荷保持速度の定常値は、パネルの
行がＦＥＴの電荷の指数関数的な減衰速度と等しい速度
で読み取られる点を表す。
【００１２】オフセットとＸ線画像の両方に対するフレ
ーム間の時間が一定の場合、電荷保持効果が最終画像か
ら消去される。検出器を読み取る通常のプロセスでは、
「暗」走査の結果を「露光」走査の結果から差し引くだ
けで、保持電荷の効果が校正中に最小となる。「暗」走
査とは、Ｘ線露光なしで行なわれる読取りである。
「暗」走査では、Ｘ線検出器パネル上のＦＥＴを活性化
させるだけである。そのため「暗」走査により、Ｘ線検
出器を読み取るため活性化されたＦＥＴが呈する電荷保
持性が判断される。所望する対象物の実際の「露光」走
査から「暗」走査を差し引くことにより、電荷保持効果
が消去される。
ーム間の時間が一定の場合、電荷保持効果が最終画像か
ら消去される。検出器を読み取る通常のプロセスでは、
「暗」走査の結果を「露光」走査の結果から差し引くだ
けで、保持電荷の効果が校正中に最小となる。「暗」走
査とは、Ｘ線露光なしで行なわれる読取りである。
「暗」走査では、Ｘ線検出器パネル上のＦＥＴを活性化
させるだけである。そのため「暗」走査により、Ｘ線検
出器を読み取るため活性化されたＦＥＴが呈する電荷保
持性が判断される。所望する対象物の実際の「露光」走
査から「暗」走査を差し引くことにより、電荷保持効果
が消去される。
【００１３】Ｘ線露光中には、ＦＥＴの持つ光伝導性特
性の結果、ＦＥＴで電荷が発生するという同様の現象が
発生する。露光の最後にＦＥＴがターン・オフされる
と、追加電荷も漏出して、電荷保持と類似した方法で読
取り信号に追加される。しかし、ＦＥＴの光伝導性特性
から生じた追加電荷はＸ線検出器に衝突するＸ線に関連
するため、追加電荷を除去することはできない。そのた
めＦＥＴの光伝導性特性から生じた追加電荷は、予測可
能でなく、Ｘ線が伝達されない「暗」画像では再現可能
でもない。光伝導を行なうＦＥＴの数とＦＥＴにより伝
導される電荷の量とは、各ＦＥＴに固有の特性だけでな
く、Ｘ線露光量と画像が形成される物体とに左右され
る。固体Ｘ線検出器は行（走査ライン）と列（データラ
イン）とに沿った構造を持つので、ＦＥＴの過剰電荷
は、「露光」画像と「暗」画像との対比では補正できな
い構造的な画像の欠陥つまりオフセットを生じさせる。
性の結果、ＦＥＴで電荷が発生するという同様の現象が
発生する。露光の最後にＦＥＴがターン・オフされる
と、追加電荷も漏出して、電荷保持と類似した方法で読
取り信号に追加される。しかし、ＦＥＴの光伝導性特性
から生じた追加電荷はＸ線検出器に衝突するＸ線に関連
するため、追加電荷を除去することはできない。そのた
めＦＥＴの光伝導性特性から生じた追加電荷は、予測可
能でなく、Ｘ線が伝達されない「暗」画像では再現可能
でもない。光伝導を行なうＦＥＴの数とＦＥＴにより伝
導される電荷の量とは、各ＦＥＴに固有の特性だけでな
く、Ｘ線露光量と画像が形成される物体とに左右され
る。固体Ｘ線検出器は行（走査ライン）と列（データラ
イン）とに沿った構造を持つので、ＦＥＴの過剰電荷
は、「露光」画像と「暗」画像との対比では補正できな
い構造的な画像の欠陥つまりオフセットを生じさせる。
【００１４】光伝導性は、電荷保持ほど構造的でない。
第一に、Ｘ線検出器のＦＥＴが読取りのためターン・オ
ンされる場合には、ＦＥＴは常に同じ電圧でターン・オ
ンされる。光伝導効果により、ＦＥＴがターン・オンさ
れる「量」は、所定のＦＥＴに到達する光線の強度によ
って決定される。ＦＥＴに到達する光線は、Ｘ線検出器
のＦＥＴすべてにおいて広範囲の強度で変化する。第二
に、（各ＦＥＴにおける光線強度により）各ＦＥＴが光
伝導性にどれだけ強い影響を受けるかに関係なく、すべ
てのＦＥＴが同時に影響される。電荷保持では、一度に
所定の列のＦＥＴを一つ刺激するに過ぎない。そのため
光伝導性はさらに予測不可能であり、単純な画像差し引
き方法では補正不可能である。
第一に、Ｘ線検出器のＦＥＴが読取りのためターン・オ
ンされる場合には、ＦＥＴは常に同じ電圧でターン・オ
ンされる。光伝導効果により、ＦＥＴがターン・オンさ
れる「量」は、所定のＦＥＴに到達する光線の強度によ
って決定される。ＦＥＴに到達する光線は、Ｘ線検出器
のＦＥＴすべてにおいて広範囲の強度で変化する。第二
に、（各ＦＥＴにおける光線強度により）各ＦＥＴが光
伝導性にどれだけ強い影響を受けるかに関係なく、すべ
てのＦＥＴが同時に影響される。電荷保持では、一度に
所定の列のＦＥＴを一つ刺激するに過ぎない。そのため
光伝導性はさらに予測不可能であり、単純な画像差し引
き方法では補正不可能である。
【００１５】上記のように、ディジタル画像検出器の特
性は、固有の変化を見せる。複数の医療診断用画像形成
システム内およびシステム間で一定した画像品質（特に
画像解像度）を提供する必要があるが、このような一貫
性を得るための自動化された技術は、従来は存在しなか
った。厳しいＣＴＱ要件の結果、許容範囲のディジタル
画像検出器の生産量は低く、許容範囲外のものは破棄さ
れるか、せいぜい医療診断システムには使用不可能であ
ると見なされる。その結果、時間と金銭と資源が浪費さ
れる。
性は、固有の変化を見せる。複数の医療診断用画像形成
システム内およびシステム間で一定した画像品質（特に
画像解像度）を提供する必要があるが、このような一貫
性を得るための自動化された技術は、従来は存在しなか
った。厳しいＣＴＱ要件の結果、許容範囲のディジタル
画像検出器の生産量は低く、許容範囲外のものは破棄さ
れるか、せいぜい医療診断システムには使用不可能であ
ると見なされる。その結果、時間と金銭と資源が浪費さ
れる。
【００１６】
【発明が解決しようとする課題】そのため、固体Ｘ線検
出器の電界効果トランジスタの光伝導効果により誘発さ
れるオフセットを補正するための方法と装置に対する必
要性が存在する。
出器の電界効果トランジスタの光伝導効果により誘発さ
れるオフセットを補正するための方法と装置に対する必
要性が存在する。
【００１７】
【発明を解決するための手段】本発明の好適な実施例で
は、固体Ｘ線検出器の電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）
の光伝導効果により誘発されるディジタル画像のオフセ
ットを補正するための方法と装置が提供される。この方
法と装置は、通常のＸ線検出器の走査範囲の最初と最後
の両方に、一つ以上の行を追加することを含む。この追
加行は、固体Ｘ線検出器の物理的画像範囲の外側にあ
る。追加行は次に、固体Ｘ線検出器のＦＥＴスイッチの
光伝導性により誘発された「信号」を測定するのに使用
される。信号は、検出器範囲の最初と最後の両方で測定
される。ＦＥＴの光伝導性により誘発された信号は、時
間とともに減衰するので、走査の最初と最後に得られた
測定値は、検出器走査の各行について光伝導性により誘
発されたオフセットに起因する信号の量を、内挿法によ
り列ごとに予測するのに用いられる。
は、固体Ｘ線検出器の電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）
の光伝導効果により誘発されるディジタル画像のオフセ
ットを補正するための方法と装置が提供される。この方
法と装置は、通常のＸ線検出器の走査範囲の最初と最後
の両方に、一つ以上の行を追加することを含む。この追
加行は、固体Ｘ線検出器の物理的画像範囲の外側にあ
る。追加行は次に、固体Ｘ線検出器のＦＥＴスイッチの
光伝導性により誘発された「信号」を測定するのに使用
される。信号は、検出器範囲の最初と最後の両方で測定
される。ＦＥＴの光伝導性により誘発された信号は、時
間とともに減衰するので、走査の最初と最後に得られた
測定値は、検出器走査の各行について光伝導性により誘
発されたオフセットに起因する信号の量を、内挿法によ
り列ごとに予測するのに用いられる。
【００１８】別の好適な実施例では、既存の固体ｘ線検
出器の走査範囲を使用し、Ｘ線検出器走査範囲の最初と
最後の一つ以上の行を単に活性化させることはしない。
この実施例では、走査でカバーされる画像範囲が縮小す
る。
出器の走査範囲を使用し、Ｘ線検出器走査範囲の最初と
最後の一つ以上の行を単に活性化させることはしない。
この実施例では、走査でカバーされる画像範囲が縮小す
る。
【００１９】
【発明の実施の形態】図１は、本発明に従って使用され
る医療診断用画像形成システム１００の好適な実施例を
示す。医療診断用画像形成システム１００は、複数のサ
ブシステムを含む。例示のみを目的として、医療診断用
画像形成システムをＸ線システムとして説明する。医療
診断用画像形成システム１００は、Ｘ線検出器１１０と
Ｘ線検出器走査範囲１１５とＸ線源１２０と患者１３０
などのサブシステムを含む。医療診断用画像形成システ
ム１００はまた、画像獲得モジュール１４０と画像調整
モジュール１５０とを含む。
る医療診断用画像形成システム１００の好適な実施例を
示す。医療診断用画像形成システム１００は、複数のサ
ブシステムを含む。例示のみを目的として、医療診断用
画像形成システムをＸ線システムとして説明する。医療
診断用画像形成システム１００は、Ｘ線検出器１１０と
Ｘ線検出器走査範囲１１５とＸ線源１２０と患者１３０
などのサブシステムを含む。医療診断用画像形成システ
ム１００はまた、画像獲得モジュール１４０と画像調整
モジュール１５０とを含む。
【００２０】患者１３０は、医療診断用画像形成システ
ム１００に載置される。一例であるシステムでは、Ｘ線
源１２０は患者１３０の上方に配置される。Ｘ線検出器
１１０は、患者１３０の下方に配置される。Ｘ線は、Ｘ
線源１２０から患者１３０を通過し、Ｘ線検出器１１０
とＸ線検出器走査範囲１１５へと伝達される。
ム１００に載置される。一例であるシステムでは、Ｘ線
源１２０は患者１３０の上方に配置される。Ｘ線検出器
１１０は、患者１３０の下方に配置される。Ｘ線は、Ｘ
線源１２０から患者１３０を通過し、Ｘ線検出器１１０
とＸ線検出器走査範囲１１５へと伝達される。
【００２１】図４は、Ｘ線検出器１１０内の固体Ｘ線検
出器走査範囲１１５の好適な実施例を示す。Ｘ線検出器
走査範囲１１５は、Ｘ線画像の画素に対応するセル４１
０で構成される。各セル４１０は一般的に、フォトダイ
オードと電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）を含む。セル
４１０は、列（データライン）４２０と行（走査ライ
ン）４３０に配列される。セル４１０は、行４３０と列
４２０に従って活性化される。一つ以上のセル４１０が
Ｘ線画像の一つ以上の画像へ、独自にマッピングされ
る。画素が活性化されると、患者１３０に関する所望の
ディジタルＸ線画像が形成される。
出器走査範囲１１５の好適な実施例を示す。Ｘ線検出器
走査範囲１１５は、Ｘ線画像の画素に対応するセル４１
０で構成される。各セル４１０は一般的に、フォトダイ
オードと電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）を含む。セル
４１０は、列（データライン）４２０と行（走査ライ
ン）４３０に配列される。セル４１０は、行４３０と列
４２０に従って活性化される。一つ以上のセル４１０が
Ｘ線画像の一つ以上の画像へ、独自にマッピングされ
る。画素が活性化されると、患者１３０に関する所望の
ディジタルＸ線画像が形成される。
【００２２】図７は、Ｘ線検出器１１０内の固体Ｘ線検
出器走査範囲１１５の好適な実施例を示す低レベル図で
ある。Ｘ線検出器走査範囲１１５は、フォトダイオード
７２０と電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）７３０とを含
むセル７１０で構成される。導線７４０により、セル７
１０が画像獲得モジュール１４０に接続されている。
出器走査範囲１１５の好適な実施例を示す低レベル図で
ある。Ｘ線検出器走査範囲１１５は、フォトダイオード
７２０と電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）７３０とを含
むセル７１０で構成される。導線７４０により、セル７
１０が画像獲得モジュール１４０に接続されている。
【００２３】画像獲得モジュール１４０は、Ｘ線検出器
走査範囲１１５からＸ線画像を獲得する。好適な実施例
において画像獲得モジュール１４０は、ある範囲から、
つまりＸ線検出器走査範囲１１５の通常の患者小区分よ
りも大きな露光検出器区分から、画像を獲得する。図５
に図示された好適な実施例では、Ｘ線検出器走査範囲１
１５の最初より前にある追加走査行５１０、またはＸ線
検出器走査範囲１１５の最後より後にある追加走査行５
１０によって、Ｘ線検出器走査範囲１１５が拡張される
ことにより、拡張Ｘ線検出器走査範囲１１５が形成され
る。行５１０の数は変化してもよい。また、行５１０
は、Ｘ線検出器走査範囲１１５の前後に配置されるのに
加えて、またはこれに代わって、Ｘ線検出器走査範囲１
１５の両側の一方に沿って配置されてもよい。画像獲得
モジュール１４０は、拡張Ｘ線検出器走査範囲１１５か
ら画像を獲得する。
走査範囲１１５からＸ線画像を獲得する。好適な実施例
において画像獲得モジュール１４０は、ある範囲から、
つまりＸ線検出器走査範囲１１５の通常の患者小区分よ
りも大きな露光検出器区分から、画像を獲得する。図５
に図示された好適な実施例では、Ｘ線検出器走査範囲１
１５の最初より前にある追加走査行５１０、またはＸ線
検出器走査範囲１１５の最後より後にある追加走査行５
１０によって、Ｘ線検出器走査範囲１１５が拡張される
ことにより、拡張Ｘ線検出器走査範囲１１５が形成され
る。行５１０の数は変化してもよい。また、行５１０
は、Ｘ線検出器走査範囲１１５の前後に配置されるのに
加えて、またはこれに代わって、Ｘ線検出器走査範囲１
１５の両側の一方に沿って配置されてもよい。画像獲得
モジュール１４０は、拡張Ｘ線検出器走査範囲１１５か
ら画像を獲得する。
【００２４】図６に図示された別の好適な実施例では、
Ｘ線検出器走査範囲１１５の最初にある一つ以上の行６
１０とＸ線検出器走査範囲１１５の最後にある一つ以上
の行６１０、および／またはＸ線検出器走査範囲１１５
の片側に沿った一つ以上の行の分だけ、Ｘ線検出器走査
範囲１１５を縮小してもよい。別の好適な実施例で追加
される追加行５１０に代わって、通常のＸ線検出器走査
範囲１１５に割り当てられた行を、オフセット補正に使
用してもよい。画像獲得モジュール１４０は、Ｘ線検出
器走査範囲１１５からＸ線画像を獲得する。
Ｘ線検出器走査範囲１１５の最初にある一つ以上の行６
１０とＸ線検出器走査範囲１１５の最後にある一つ以上
の行６１０、および／またはＸ線検出器走査範囲１１５
の片側に沿った一つ以上の行の分だけ、Ｘ線検出器走査
範囲１１５を縮小してもよい。別の好適な実施例で追加
される追加行５１０に代わって、通常のＸ線検出器走査
範囲１１５に割り当てられた行を、オフセット補正に使
用してもよい。画像獲得モジュール１４０は、Ｘ線検出
器走査範囲１１５からＸ線画像を獲得する。
【００２５】画像獲得モジュール１４０は、Ｘ線検出器
走査範囲１１５のセル４１０，７１０からの信号を、導
線７４０を介して受信することにより、Ｘ線検出器走査
範囲１１５からＸ線画像を獲得する。導線７４０からの
信号は、フォトダイオード７２０に蓄積された電荷によ
り発生する。フォトダイオード７２０に蓄積された電荷
は、フォトダイオード７２０によるＸ線エネルギーの吸
収により生じる。フォトダイオード７２０に蓄積された
電荷は、ＦＥＴ７３０によって導線７４０を流れる信号
として移動する。ＦＥＴ７３０は、画像獲得モジュール
１４０により活性化する。導線７４０を介して画像獲得
モジュール１４０により受信された信号は、ＦＥＴ７３
０の電荷保持性と光伝導効果とにより発生したオフセッ
トを含む。
走査範囲１１５のセル４１０，７１０からの信号を、導
線７４０を介して受信することにより、Ｘ線検出器走査
範囲１１５からＸ線画像を獲得する。導線７４０からの
信号は、フォトダイオード７２０に蓄積された電荷によ
り発生する。フォトダイオード７２０に蓄積された電荷
は、フォトダイオード７２０によるＸ線エネルギーの吸
収により生じる。フォトダイオード７２０に蓄積された
電荷は、ＦＥＴ７３０によって導線７４０を流れる信号
として移動する。ＦＥＴ７３０は、画像獲得モジュール
１４０により活性化する。導線７４０を介して画像獲得
モジュール１４０により受信された信号は、ＦＥＴ７３
０の電荷保持性と光伝導効果とにより発生したオフセッ
トを含む。
【００２６】画像調整モジュール１５０は、獲得済みの
画像を画像獲得モジュール１４０から受け取る。画像調
整モジュール１５０は、Ｘ線検出器１１０により画像に
誘発されたオフセットを補正する。Ｘ線画像のオフセッ
トは、Ｘ線検出器１１０のＦＥＴ（電界効果トランジス
タ）７３０の光伝導および／または電荷保持性により誘
発されたものである。好適な実施例では、ＦＥＴ７３０
からの電荷保持オフセットは、ＦＥＴにおける電荷保持
により生じた電荷の漏出を含む「暗」画像を用いて消去
される。好適な実施例では、Ｘ線検出器走査範囲１１５
の最初と最後に走査される追加行が、Ｘ線画像のＦＥＴ
光伝導効果により誘発されたオフセットを補正するた
め、画像調整モジュール１５０に使用される。別の好適
な実施例では、通常のＸ線検出器走査範囲１１５の最初
と最後に割り当てられた行が、Ｘ線画像のＦＥＴ光伝導
効果により誘発されたオフセットを補正するため、画像
調整モジュール１５０に使用される。
画像を画像獲得モジュール１４０から受け取る。画像調
整モジュール１５０は、Ｘ線検出器１１０により画像に
誘発されたオフセットを補正する。Ｘ線画像のオフセッ
トは、Ｘ線検出器１１０のＦＥＴ（電界効果トランジス
タ）７３０の光伝導および／または電荷保持性により誘
発されたものである。好適な実施例では、ＦＥＴ７３０
からの電荷保持オフセットは、ＦＥＴにおける電荷保持
により生じた電荷の漏出を含む「暗」画像を用いて消去
される。好適な実施例では、Ｘ線検出器走査範囲１１５
の最初と最後に走査される追加行が、Ｘ線画像のＦＥＴ
光伝導効果により誘発されたオフセットを補正するた
め、画像調整モジュール１５０に使用される。別の好適
な実施例では、通常のＸ線検出器走査範囲１１５の最初
と最後に割り当てられた行が、Ｘ線画像のＦＥＴ光伝導
効果により誘発されたオフセットを補正するため、画像
調整モジュール１５０に使用される。
【００２７】さて、本発明による医療診断用画像形成シ
ステムで誘発されるオフセットを補正するための好適な
実施例に関する流れ図２００を示す図である図２を参考
にする。ステップ２１０において画像獲得モジュール１
４０は、Ｘ線検出器走査範囲１１５から「暗」画像を獲
得する。「暗」画像は、Ｘ線露光なしで行なわれる読取
りから得られる。「暗」画像の走査により、Ｘ線検出器
走査範囲１１５のＦＥＴ７３０が活性化し、ＦＥＴ７３
０からの保持電荷の漏出が測定される。こうして「暗」
画像は、Ｘ線検出器走査範囲１１５を読み取るように活
性化されたＦＥＴ７３０により発生した電荷保持オフセ
ットを判断するのに使用されるのである。
ステムで誘発されるオフセットを補正するための好適な
実施例に関する流れ図２００を示す図である図２を参考
にする。ステップ２１０において画像獲得モジュール１
４０は、Ｘ線検出器走査範囲１１５から「暗」画像を獲
得する。「暗」画像は、Ｘ線露光なしで行なわれる読取
りから得られる。「暗」画像の走査により、Ｘ線検出器
走査範囲１１５のＦＥＴ７３０が活性化し、ＦＥＴ７３
０からの保持電荷の漏出が測定される。こうして「暗」
画像は、Ｘ線検出器走査範囲１１５を読み取るように活
性化されたＦＥＴ７３０により発生した電荷保持オフセ
ットを判断するのに使用されるのである。
【００２８】ステップ２２０において、画像獲得モジュ
ール１４０はＸ線検出器走査範囲１１５からＸ線画像を
獲得する。個体Ｘ線検出器１１０を含むＦＥＴ７３０の
光伝導効果と電荷保持特性など、源からの過剰な電荷に
より、画像はオフセットしている。Ｘ線検出器走査範囲
１１５のセル７１０からの導線７４０を用いて、画像獲
得モジュール１４０によりＸ線検出器走査範囲１１５か
らＸ線画像が行ごとに読み取られる。本発明の好適な実
施例では、画像獲得モジュール１４０は画像走査の最初
に二つの追加行５１０を獲得し、画像走査の最後に二つ
の追加行５１０を獲得する。追加行５１０は走査される
物体を表すのではない。追加行５１０は、ＦＥＴ光伝導
効果により誘発されたオフセット電荷「信号」を示す。
本発明の別の好適な実施例では、画像獲得モジュール１
４０は、Ｘ線検出器走査範囲１１５の最初の２行６１０
と、Ｘ線検出器走査範囲１１５の最後の２行６１０とを
光伝導性測定に割り当て、これにより、獲得された画像
の全体寸法を縮小する。
ール１４０はＸ線検出器走査範囲１１５からＸ線画像を
獲得する。個体Ｘ線検出器１１０を含むＦＥＴ７３０の
光伝導効果と電荷保持特性など、源からの過剰な電荷に
より、画像はオフセットしている。Ｘ線検出器走査範囲
１１５のセル７１０からの導線７４０を用いて、画像獲
得モジュール１４０によりＸ線検出器走査範囲１１５か
らＸ線画像が行ごとに読み取られる。本発明の好適な実
施例では、画像獲得モジュール１４０は画像走査の最初
に二つの追加行５１０を獲得し、画像走査の最後に二つ
の追加行５１０を獲得する。追加行５１０は走査される
物体を表すのではない。追加行５１０は、ＦＥＴ光伝導
効果により誘発されたオフセット電荷「信号」を示す。
本発明の別の好適な実施例では、画像獲得モジュール１
４０は、Ｘ線検出器走査範囲１１５の最初の２行６１０
と、Ｘ線検出器走査範囲１１５の最後の２行６１０とを
光伝導性測定に割り当て、これにより、獲得された画像
の全体寸法を縮小する。
【００２９】動作中に画像獲得モジュール１４０は、Ｘ
線検出器走査範囲１１５のセル４１０，７１０の各行４
３０に対して、連続的または継続的な走査（読取り作
業）を実行する。画像獲得モジュール１４０は最初に、
Ｘ線検出器走査範囲１１５の走査画像範囲の外側（例え
ば前）にある一つ以上の行５１０，６１０を走査する。
画像獲得モジュール１４０は、Ｘ線検出器走査範囲１１
５の走査画像範囲の外側で走査された行５１０，６１０
から、光伝導性オフセットデータを獲得する。次に画像
獲得モジュール１４０は、Ｘ線検出器走査範囲１１５の
走査画像範囲の各行４３０について、行ごとに走査を実
行する。Ｘ線検出器走査範囲１１５の走査画像範囲の各
行４３０について行ごとに走査を行なう間、画像獲得モ
ジュール１４０はＸ線検出器走査範囲１１５の各セル４
１０，７１０について、露光データを取得する。画像獲
得モジュール１４０は次に、Ｘ線検出器走査範囲１１５
の走査画像範囲の外（例えば後）にある、他の一つ以上
の行５１０，６１０を走査する。画像獲得モジュール１
４０は、Ｘ線検出器走査範囲１１５の走査画像範囲の外
側で走査された行５１０，６１０から、光伝導性オフセ
ットデータを獲得する。
線検出器走査範囲１１５のセル４１０，７１０の各行４
３０に対して、連続的または継続的な走査（読取り作
業）を実行する。画像獲得モジュール１４０は最初に、
Ｘ線検出器走査範囲１１５の走査画像範囲の外側（例え
ば前）にある一つ以上の行５１０，６１０を走査する。
画像獲得モジュール１４０は、Ｘ線検出器走査範囲１１
５の走査画像範囲の外側で走査された行５１０，６１０
から、光伝導性オフセットデータを獲得する。次に画像
獲得モジュール１４０は、Ｘ線検出器走査範囲１１５の
走査画像範囲の各行４３０について、行ごとに走査を実
行する。Ｘ線検出器走査範囲１１５の走査画像範囲の各
行４３０について行ごとに走査を行なう間、画像獲得モ
ジュール１４０はＸ線検出器走査範囲１１５の各セル４
１０，７１０について、露光データを取得する。画像獲
得モジュール１４０は次に、Ｘ線検出器走査範囲１１５
の走査画像範囲の外（例えば後）にある、他の一つ以上
の行５１０，６１０を走査する。画像獲得モジュール１
４０は、Ｘ線検出器走査範囲１１５の走査画像範囲の外
側で走査された行５１０，６１０から、光伝導性オフセ
ットデータを獲得する。
【００３０】ステップ２３０において画像調整モジュー
ル１５０は、画像獲得モジュール１４０からＸ線画像デ
ータを受け取る。画像は、画像走査の最初と最後にあ
る、オフセット補正に割り当てられた追加行を含む。画
像調整モジュール１５０は、行と列に従って、画素ごと
に画像を分析する。ステップ２４０において画像調整モ
ジュール１５０は、画像の画素４１０の画像データ値を
計算する。各画素について、画像データ値（ＩＤ）は、
〔画像からの露光データ値（ＥＤ）−「暗」画像からの
電荷保持オフセットデータ値（ＣＲ）−オフセット補正
行５１０，６１０からの計算された光伝導性オフセット
データ値（ＰＣ）〕に等しい（つまりＩＤ ij＝ＥＤij−
ＣＲij−ＰＣij）。この計算において、ｉは画像への行
４３０のインデックス、ｊは画像への列４２０のインデ
ックスを表す。所定の列４２０ｊの各画素４１０ｉにつ
いて計算された光伝導性オフセットデータ値は、（（Ｒ
N−Ｒi）／ＲN）*１／２（（Ｒ−２）e＋（Ｒ−１）e−
（ＲN＋１）e−（ＲN＋２） e−（Ｒ−２）o＋（ＲN＋
１）o＋（ＲN＋２）0）であり、（Ｒ−２）eは画素（−
２，ｊ）の露光フレームで測定された信号を表し、ＲN
とＲiは行番号である。図３に図示されたように、下付
き文字“ｅ”は露光フレームを指し、下付き文字“ｏ”
はオフセットフレームを指す。結果的に得られた画像中
の各画素の画像データ値は、ディジタルディスプレイを
作成するのに使用される。
ル１５０は、画像獲得モジュール１４０からＸ線画像デ
ータを受け取る。画像は、画像走査の最初と最後にあ
る、オフセット補正に割り当てられた追加行を含む。画
像調整モジュール１５０は、行と列に従って、画素ごと
に画像を分析する。ステップ２４０において画像調整モ
ジュール１５０は、画像の画素４１０の画像データ値を
計算する。各画素について、画像データ値（ＩＤ）は、
〔画像からの露光データ値（ＥＤ）−「暗」画像からの
電荷保持オフセットデータ値（ＣＲ）−オフセット補正
行５１０，６１０からの計算された光伝導性オフセット
データ値（ＰＣ）〕に等しい（つまりＩＤ ij＝ＥＤij−
ＣＲij−ＰＣij）。この計算において、ｉは画像への行
４３０のインデックス、ｊは画像への列４２０のインデ
ックスを表す。所定の列４２０ｊの各画素４１０ｉにつ
いて計算された光伝導性オフセットデータ値は、（（Ｒ
N−Ｒi）／ＲN）*１／２（（Ｒ−２）e＋（Ｒ−１）e−
（ＲN＋１）e−（ＲN＋２） e−（Ｒ−２）o＋（ＲN＋
１）o＋（ＲN＋２）0）であり、（Ｒ−２）eは画素（−
２，ｊ）の露光フレームで測定された信号を表し、ＲN
とＲiは行番号である。図３に図示されたように、下付
き文字“ｅ”は露光フレームを指し、下付き文字“ｏ”
はオフセットフレームを指す。結果的に得られた画像中
の各画素の画像データ値は、ディジタルディスプレイを
作成するのに使用される。
【００３１】こうして本発明は、固体Ｘ線検出器の深刻
な劣化問題に解決法を提供する。固体Ｘ線検出器の光導
電性ＦＥＴにより誘発されるオフセットを測定および補
正するための方法と装置は、新しい医療診断用画像形成
システムの設計を改良し、既存の医療診断用画像形成シ
ステムをオフセット補正を介して従来通りに使用でき
る。本発明は実行が簡単であり、既存のハードウェアの
変更を必ずしも必要としない。
な劣化問題に解決法を提供する。固体Ｘ線検出器の光導
電性ＦＥＴにより誘発されるオフセットを測定および補
正するための方法と装置は、新しい医療診断用画像形成
システムの設計を改良し、既存の医療診断用画像形成シ
ステムをオフセット補正を介して従来通りに使用でき
る。本発明は実行が簡単であり、既存のハードウェアの
変更を必ずしも必要としない。
【００３２】本発明を好適な実施例について説明した
が、発明の範囲から逸脱せずに様々な変更を加え、均等
物を代わりに使用できることは当業者には理解できるだ
ろう。さらに、特定の状況や材料を本発明の範囲から逸
脱せずに本発明の教示に適合させるための多くの修正が
可能である。そのため、本発明は開示された特定の実施
例に限定されるものではなく、本発明は請求項の範囲に
包まれるすべての実施例を包含することが意図されてい
る。
が、発明の範囲から逸脱せずに様々な変更を加え、均等
物を代わりに使用できることは当業者には理解できるだ
ろう。さらに、特定の状況や材料を本発明の範囲から逸
脱せずに本発明の教示に適合させるための多くの修正が
可能である。そのため、本発明は開示された特定の実施
例に限定されるものではなく、本発明は請求項の範囲に
包まれるすべての実施例を包含することが意図されてい
る。
【図１】 本発明に関連して使用される一般的な医療診
断用画像形成システムの好適な実施例を示す。
断用画像形成システムの好適な実施例を示す。
【図２】 固体Ｘ線検出器のＦＥＴ（電界効果トランジ
スタ）光伝導効果により誘発されるオフセットを補正す
るための好適な実施例に関する流れ図である。
スタ）光伝導効果により誘発されるオフセットを補正す
るための好適な実施例に関する流れ図である。
【図３】 本発明による好適な実施例に従って画像を獲
得するための方法を説明する波形図である。
得するための方法を説明する波形図である。
【図４】 固体Ｘ線検出器の好適な実施例を示す。
【図５】 Ｘ線検出器走査範囲の最初にオフセット補正
のための二つの追加行と、Ｘ線検出器走査範囲の最後に
オフセット補正のための二つの追加行を備える、固体Ｘ
線検出器走査範囲の好適な実施例を示す。
のための二つの追加行と、Ｘ線検出器走査範囲の最後に
オフセット補正のための二つの追加行を備える、固体Ｘ
線検出器走査範囲の好適な実施例を示す。
【図６】 Ｘ線検出器走査範囲の最初にオフセット補正
に割り当てられた二つの行と、Ｘ線検出器走査範囲の最
後にオフセット補正に割り当てられた二つの行とを備え
る、固体Ｘ線検出器走査範囲の好適な実施例を示す。
に割り当てられた二つの行と、Ｘ線検出器走査範囲の最
後にオフセット補正に割り当てられた二つの行とを備え
る、固体Ｘ線検出器走査範囲の好適な実施例を示す。
【図７】 固体Ｘ線検出器走査の好適な実施例を示す。
フロントページの続き (72)発明者 スコット・ウィリアム・ペトリック アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、サセ ックス、センチュリー・コート、エヌ77・ ダブリュー24677番 (72)発明者 ジョン・ムーア・バウンドリー アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ウォ ーキシャ、イースト・ブロードウェイ、 910番 (72)発明者 リチャード・ゴードン・クロンス アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ニュ ー・ベルリン、エスオー・ティンバーライ ン・ロード、5780番 (72)発明者 ダグラス・アイ・ペリー カナダ、キン・６ジェイ８、オンタリオ 州、オタワ、スチュアート・エスティー・ ナンバー４、185番 Ｆターム(参考） 2G088 EE01 FF02 JJ05 LL17 4C093 AA01 AA16 CA06 CA13 EB12 EB13 EB17 FA32 FC18 FC19 FD13
Claims (21)
- 【請求項１】 医療診断用画像形成システム（１００）
の検出器（１１０）により獲得された医療診断用画像を
生成するための方法であって、 検出器（１１０）をエネルギー源（１２０）に露光させ
て、露光した患者小区分を含む露光検出器区分（１１
５）を形成する工程と、 前記検出器（１１０）により作成された少なくとも第１
および第２データ集合であって、該第１および第２デー
タ集合の一方が、前記露光患者小区分の外側にある前記
露光検出器区分（１１５）の少なくとも一部を表し、前
記第１および第２データ集合の一方が、該露光患者画像
の少なくとも一部を表す、第１および第２データ集合を
測定する工程と、 前記露光患者小区分と前記第１および第２データ集合間
の関係とに基づいて、医療診断用画像を生成する工程と
を含むことを特徴とする方法。 - 【請求項２】 前記検出器（１１０）をエネルギー源
（１２０）に露光させる前記工程は、該検出器（１１
０）をＸ線エネルギーに露光させる工程を含むことを特
徴とする請求項１の方法。 - 【請求項３】 前記第１および第２データ集合が、露光
データ集合と補正データ集合とを含むことを特徴とする
請求項１の方法。 - 【請求項４】 少なくとも第１および第２データ集合を
測定する前記工程は、前記補正データ集合のために、前
記露光患者画像の外側にある前記露光検出器区分（１１
５）の前記少なくとも一部を測定する工程と、前記露光
データ集合のために、該露光患者画像の前記少なくとも
一部を測定する工程とを含むことを特徴とする請求項３
の方法。 - 【請求項５】 前記医療診断用画像を作成する前記工程
は、前記補正データ集合中の値を、前記露光データ集合
中の対応する値から差し引く工程を含むことを特徴とす
る請求項３の方法。 - 【請求項６】 前記医療診断用画像を作成する前記工程
は、前記第１データ集合中の値を、前記第２データ集合
中の対応する値から差し引く工程を含むことを特徴とす
る請求項１の方法。 - 【請求項７】 医療診断用画像を作成する前記工程は、
前記第１および第２データ集合中の前記測定値に従って
ディジタルディスプレイの画素を活性化させる工程を含
むことを特徴とする請求項１の方法。 - 【請求項８】 前記補正データ集合が、電界効果トラン
ジスタ（７３０）の光伝導効果の測定を含むことを特徴
とする請求項３の方法。 - 【請求項９】 少なくとも第１および第２データ集合を
測定する前記工程において、該第１データ集合は前記露
光患者画像の外側にある前記露光検出器区分（１１５）
の少なくとも一部を表し、該第２データ集合は該露光患
者画像の少なくとも一部を表すことを含むことを特徴と
する請求項１の方法。 - 【請求項１０】 さらに、前記露光患者画像の外側にあ
る前記露光検出器区分（１１５）の少なくとも第２部分
を表す第３データ集合を少なくとも測定する工程を具備
することを特徴とする請求項９の方法。 - 【請求項１１】 物体を表すエネルギーと該物体の外側
のエネルギーとに露光されるパネル（１１５）であっ
て、エネルギーの離散的量を検出するセル（４１０，７
１０）のアレイで形成されるパネル（１１５）と、 セル（４１０，７１０）により蓄積されたエネルギー量
を各々が表すデータ集合を読み取るためのスキャナ（１
４０）であって、前記パネル（１１５）が前記エネルギ
ーに露光される前後に少なくとも第１および第２データ
集合を読み取るスキャナであり、該少なくとも第１およ
び第２データ集合の一方が前記物体の少なくとも一部か
ら読み取られるとともに、該第１および第２データ集合
の一方が該物体の外側にある少なくとも一部から読み取
られ、該第１および第２データ集合間の関係に基づいて
検出器出力を発生させる前記スキャナ（１４０）とを含
むことを特徴とする、画像を獲得するための検出器（１
１０）サブシステム。 - 【請求項１２】 セル（４１０，７１０）の前記アレイ
が、 前記個別エネルギー量を表す電荷を蓄積するフォトダイ
オード（７２０）のアレイと、 前記フォトダイオード（７２０）と前記スキャナ（１４
０）とを切換可能に相互接続する電界効果トランジスタ
（７３０）のアレイと、 を含むことを特徴とする請求項１１のサブシステム。 - 【請求項１３】 前記第１および第２データ集合は、露
光データ集合と補正データ集合とを含むことを特徴とす
る請求項１１のサブシステム。 - 【請求項１４】 前記補正データ集合は、電界効果トラ
ンジスタ（７３０）の光伝導効果を有することを特徴と
する請求項１３のサブシステム。 - 【請求項１５】 前記スキャナ（１４０）は、前記露光
データ集合のために、前記物体を伴う前記パネル（１１
５）の少なくとも一部から前記第１データ集合を読み取
るとともに、前記校正データ集合のために、該物体の外
側にある該パネルの少なくとも一部から前記第２データ
集合を読み取ることを特徴とする請求項１３のサブシス
テム。 - 【請求項１６】 患者（１３０）から発散するエネルギ
ーパターンを検出するための検出器（１１０）であっ
て、該患者（１３０）と該患者（１３０）の外側からの
検出エネルギー量を表す電荷を蓄積する個別収集要素
（７２０）のアレイを有する検出器（１１０）と、 前記収集要素（７２０）に蓄積された電荷を走査する画
像獲得モジュール（１４０）とを含み、 前記画像獲得モジュール（１４０）は前記収集要素（７
２０）を走査して、第１サイクルにおいて、未露光検出
器（１１０）から内在エネルギー特性を表すデータを
得、また第２サイクル中において、前記患者（１３０）
からのエネルギーパターンを表す露光データと、該患者
（１３０）外部からの前記検出器（１１０）のエネルギ
ーパターンを表す補正データとの両方を得ることを特徴
とする医療診断用画像形成システム（１００）。 - 【請求項１７】 さらに、 前記検出器（１１０）の前記エネルギー特性の効果を最
小にするため、前記補正データを用いて前記露光データ
を補正する画像調整モジュール（１５０）、 を含むことを特徴とする請求項１６のシステム。 - 【請求項１８】 前記検出器（１１０）がさらに、 前記収集要素（７２０）と前記画像獲得モジュール（１
４０）とを切換可能に相互接続する電界効果トランジス
タ（７３０）のアレイ、 を含むことを特徴とする請求項１６のシステム。 - 【請求項１９】 前記検出器（１１０）の前記エネルギ
ー特性が電界効果トランジスタ（７３０）の光伝導効果
を含むことを特徴とする請求項１８のシステム。 - 【請求項２０】 前記収集要素（７２０）がフォトダイ
オード（７２０）を含むことを特徴とする請求項１６の
システム。 - 【請求項２１】 前記エネルギーパターンがＸ線エネル
ギーパターンであることを特徴とする請求項１６のシス
テム。
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/752854 | 2000-12-28 | ||
| US09/752,854 US6618604B2 (en) | 2000-12-28 | 2000-12-28 | Method and apparatus for correcting the offset induced by field effect transistor photo-conductive effects in a solid state x-ray detector |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002333481A true JP2002333481A (ja) | 2002-11-22 |
| JP2002333481A5 JP2002333481A5 (ja) | 2005-07-21 |
| JP4569941B2 JP4569941B2 (ja) | 2010-10-27 |
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| DE (1) | DE10164169A1 (ja) |
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