JP2002344813A - 撮像装置および放射線撮像装置 - Google Patents
撮像装置および放射線撮像装置Info
- Publication number
- JP2002344813A JP2002344813A JP2001146990A JP2001146990A JP2002344813A JP 2002344813 A JP2002344813 A JP 2002344813A JP 2001146990 A JP2001146990 A JP 2001146990A JP 2001146990 A JP2001146990 A JP 2001146990A JP 2002344813 A JP2002344813 A JP 2002344813A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- radiation
- pixel
- noise component
- signal
- conversion unit
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 title claims abstract description 51
- 230000005855 radiation Effects 0.000 title claims abstract description 38
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims description 29
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims description 25
- 210000000214 mouth Anatomy 0.000 claims 2
- 239000000284 extract Substances 0.000 claims 1
- 238000000605 extraction Methods 0.000 claims 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 abstract description 16
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 abstract 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 53
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 23
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 23
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 11
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 11
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 8
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 description 8
- OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N Phosphorus Chemical compound [P] OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 7
- 230000015654 memory Effects 0.000 description 5
- 238000009825 accumulation Methods 0.000 description 4
- 238000001444 catalytic combustion detection Methods 0.000 description 4
- 238000000034 method Methods 0.000 description 3
- 239000011358 absorbing material Substances 0.000 description 1
- 210000004899 c-terminal region Anatomy 0.000 description 1
- 230000007274 generation of a signal involved in cell-cell signaling Effects 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 238000005065 mining Methods 0.000 description 1
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 1
- 238000002834 transmittance Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N5/00—Details of television systems
- H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
- H04N5/32—Transforming X-rays
- H04N5/321—Transforming X-rays with video transmission of fluoroscopic images
- H04N5/325—Image enhancement, e.g. by subtraction techniques using polyenergetic X-rays
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
- H04N25/60—Noise processing, e.g. detecting, correcting, reducing or removing noise
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Multimedia (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)
- Solid State Image Pick-Up Elements (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Facsimile Image Signal Circuits (AREA)
- Length-Measuring Devices Using Wave Or Particle Radiation (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Length Measuring Devices By Optical Means (AREA)
- Image Input (AREA)
- Light Receiving Elements (AREA)
Abstract
を得る放射線撮像装置を提供することを目的としてい
る。 【解決手段】 放射線発生器1と、放射線発生器1から
被写体に照射され、被写体を透過した放射線を電気信号
に変換する放射線センサーとを有する放射線撮像装置に
おいて、放射線の照射時間内にセンサーの画素毎に信号
値を2回読み出し、信号値の差分を算出することによっ
て、ノイズ成分を抽出する手段と、抽出されたノイズ成
分に基づいて画素毎にノイズ成分を除去する手段と、を
備えたことを特徴とする。
Description
る撮像装置および放射線撮像装置に関する。
で利用されるX線撮像装置が知られている。X線撮像装
置において、従来はX線を可視光に変換し、その可視光
を感光フィルムに記録する方式のものが多かったが、近
年では、可視光に変換されたX線像をさらに電気的画像
信号に変換した後、表示装置で表示するものが増えてい
る。
X線を可視光に変換するための蛍光体と、変換された可
視光を検出するセンサーとしての固体撮像素子と、変換
された可視光を固体撮像素子に導く光学ファイバー等の
導光部材と、を備えている。
素子に蛍光体を透過してX線が照射されてしまう場合が
あり、その場合、可視光による画像信号に、直接入射し
たX線によるノイズ信号が重畳してしまう。このような
映像は非常に見苦しいものであり、解像感を低下させ
る。
なくするために、鉛などのX線吸収材入り光学ファイバ
ーを使用するなどの対策がとられている。
者の口腔内という限られたスペース内で使われる小型で
薄型のX線センサーではその厚さが制限されるので、光
ファイバーの厚さも制限される。そのため、蛍光体を透
過して固体撮像素子に到達するX線を完全に吸収するこ
とができないことがある。
到達してしまうX線ノイズを除去することができる装置
が特開平6−125887号公報で提案されている。こ
の特開平6−125887号公報に開示される装置で
は、固体撮像素子上のある点の画素から得られたデータ
を一定範囲内にある近隣画素のデータと比較し、その結
果が所定値以上の場合は、該当画素から得られたデータ
をX線によるノイズを含むデータと判断して、削除し
て、当該近隣画素のデータを基に新たに作成し直すこと
によってそのデータを補正している。その処理は固体撮
像素子上の各点について行われている。
6−125887号公報に示された方法は、X線による
ノイズが発生した画素のデータを検出、削除して、その
画素のデータを近隣の画素のデータを基に新たに作り直
した補正データに置きかえるものである。
と呼ぶ)が発生したことにより削除したデータを正確に
再現できない場合があった。また、各画素のデータに対
して近隣画素のデータを用いて、そのデータが本来の信
号かスパイクノイズを含むものかを判断するので、その
処理は複雑であった。また、その画素のデータがスパイ
クノイズを含むものである場合は、上記したように、近
隣画素を基に新たなデータを作り出して補正するので、
その処理には大きな演算量が必要であった。
によって、正確な画像データを得る撮像装置および放射
線撮像装置を提供することを目的としている。
め、本発明にかかる撮像装置は、光電変換手段と、前記
光電変換手段に含まれる同一の画素から光電変換によっ
て生じた信号を複数回読み出す駆動手段と、前記駆動手
段によって読み出された複数の信号の差分を算出するこ
とによってノイズ成分を抽出し、抽出したノイズ成分を
用いて前記画素からの信号に含まれる前記ノイズ成分を
除去する補正手段とを有することを特徴とする。
放射線発生器と、該放射線発生器から被写体に照射さ
れ、該被写体を透過した放射線を電気信号に変換する放
射線センサーとを有する放射線撮像装置において、前記
放射線の照射時間内に前記センサーの画素毎の信号値を
2回読み出し、該信号値の差分を算出することによっ
て、ノイズ成分を抽出する手段と、該抽出されたノイズ
成分に基づいて画素毎にノイズ成分を除去する手段と、
を備えたことを特徴とする。
明の実施形態について詳細に説明する。本実施形態にお
いては、低消費電力で駆動でき、光電変換を行う素子と
その周辺の駆動ための素子とが、同一回路内に形成され
るCMOS型の固体撮像素子を用いた場合について説明
する。本実施形態では、放射線にはX線を用いている
が、α線、β線、γ線等を用いることもできる。
図である。本実施形態では歯科用のX線撮像装置の場合
を例として説明する。1はX線を被写体2に照射すると
ともに、あらかじめ設定されているX線照射開始の信号
と1回の撮像におけるX線照射時間の情報をCPU10
に対して送るX線発生器、2は被写体、3、4および5
は被写体2を透過したX線をもとに電気的画像信号を作
成するX線センサー部である。
線を光に変換するための変換手段である蛍光体3、蛍光
体3で変換された光を固体撮像素子5に導くための光学
ファイバー束4、光学ファイバー束4によって導かれた
光を電気的画像信号に変換する画素が複数配列された光
電変換手段である固体撮像素子5から構成されている。
光学ファイバー束4は、固体撮像素子5に垂直な方向に
配置され、蛍光体3を透過したX線を吸収して大幅に減
衰させる役割も果たす。
像信号にA/D変換器7で処理する際に最適な信号振幅
に増幅し、オフセット補正信号を付加する増幅器、7は
増幅器6で処理された画像信号のA/D変換を行うA/
D変換器、8および9はA/D変換された画像信号を蓄
積するフレームメモリ、10は装置全体の制御を行うC
PU、11は固体撮像素子5を駆動するためのタイミン
グを発生するタイミング発生器、12は演算処理された
画像信号を表示する表示部、13は測定開始のトリガな
ど、操作者からの指示を装置に伝達するためのキーボー
ドである。
写体2にX線を照射すると、被写体2を透過したX線の
透過率の差が、画像の濃淡として表示部12に表示され
る。
る演算に必要な2画面の画像データが蓄積され、CPU
11はフレームメモリ8、9のデータを用いて演算を行
う補正手段を含む。表示部12は、その演算処理された
画像信号を表示する。
で、本実施形態では、周辺の駆動素子も光電変換を行う
素子と同一の回路に集積されたCMOS型の固体撮像素
子が使用されている。また、図3は固体撮像素子5の1
画素の構成図を示す。本実施形態の固体撮像素子5は、
m行×n列のマトリックス状に画素が配列されており、
図2においてS11〜Smnは各々の画素を表す。
いて、入射光を電気信号に変換、蓄積するフォトダイオ
ードPDは、アノード側が接地されている。フォトダイ
オードPDのカソード側は画素内転送MOSのTXのソ
ース・ドレインを介して、増幅MOS M3のゲートに
接続されている。増幅MOS M3のゲートには、増幅
MOS M3のゲートをリセットするためのリセットM
OS M1のソースも接続され、リセットMOS M1
のドレインにはリセット電圧VRが印加されている。
動作電圧VDDを供給するための行選択MOS M2に
接続されている。転送MOS TXのゲートは行転送線
に、リセットMOS M1のゲートは行リセット線に、
行選択MOS M2のゲートは行選択線にそれぞれ接続
されている。
て説明する。各画素S11〜Smnの電荷転送スイッチTX
のゲートは横方向に延長して配置される行転送線TX1
〜TXmに接続される。また、各画素のリセットMOS
M1のゲートは、横方向に延長して配置される行リセ
ット線RES1〜RESmに接続される。
トは、横方向に延長して配置される行選択線SEL1に
接続される。これら行転送線、行リセット線、行選択線
は、垂直走査回路ブロックVSRに接続され、後述する
動作タイミングに基づいて、信号電圧が供給される。
を介して一括転送線TXaと接続されており、各画素の
転送MOS TXのゲートには、後述するように、行毎
の転送パルスφTX1〜φTXnか、全画素に同時に供給
される転送パルスφTXaが印加される。
路を介して一括リセット線RESaと接続されており、
各画素のリセットMOS M1のゲートには、後述する
ように、行毎のリセットパルスφRES1〜φRES
nか、全画素に同時に供給されるリセットパルスφRE
Saが印加される。
方向に延長して配置される垂直出力線V1〜Vnに接続さ
れる。
に接続されるとともに、各垂直出力線V1〜Vnをリセッ
トするための垂直出力線リセットMOS M8を介して
垂直出力線リセット電圧VVRに接続される。さらに、
垂直出力線V1〜Vnはオフセット補正信号転送MOS
M4を介してオフセット補正信号を一時保持するための
オフセット補正信号保持容量CTNに接続され、光信号
転送MOS M5を介して光信号を一時保持するための
光信号保持容量CTSに同時に接続されている。
フセット補正信号保持容量CTNとの接続点V1Nと、
光信号転送MOS M5と光信号保持容量CTSとの接
続点V1Sはそれぞれ、保持容量リセットMOS M
9、M10を介して、VRCTに接続されるとともに、
水平転送MOS M6、M7を介して、光信号とノイズ
信号の差をとるための差動回路ブロックに接続される。
水平転送MOS M6、M7のゲートは列選択線H1〜
Hnに接続され、H1〜Hnは水平走査回路ブロックHS
Rに接続される。
点V1Nに接続されていない端子と、光信号保持容量C
TNの接続点V1Sに接続されていない端子は接地され
ている。
ットMOS M8、オフセット補正信号転送MOS M
4、光信号転送MOS M5のゲートは、それぞれVR
ES、TN、TSに共通に接続され、後述する動作タイ
ミングに基づいてそれぞれφVRES、φTN、φTS
なるパルスが印加される。
撮像素子5の動作について詳細に説明する。本例では、
特に第1行目に属する画素の読み出しについて説明す
る。図4において(a)は1行目の行選択パルスφSE
L1、(b)は一括リセットパルスφRESa、(c)は
行リセットパルスφRES1、(d)は一括転送パルス
φTXa、(e)は垂直出力線リセットパルスφVRE
S、(f)はオフセット補正信号転送パルスφTN、
(g)は光信号転送パルスφTS、(h)は水平走査パ
ルスφHを示す。
ず、全画素同時に印加される一括リセットパルスφRE
Sa、全画素同時に印加される一括転送パルスφTXaが
ハイレベルとなる。また、図4(e)に示すように、垂
直出力線リセットパルスφVRESはあらかじめハイレ
ベルになっているものとする。
のゲートとフォトダイオードPDとが電圧VRに、各垂
直信号線V1〜Vnが電圧VVRにリセットされる。
ルスφTXaがローレベルになり、各画素のフォトダイ
オードPDでは入射光に応じた電荷の発生が可能になる
(t1)。続いて、図4(b)および(e)に示すよう
に一括リセットパルスφRESa、垂直出力線リセット
パルスφVRESがローレベルとなり、各画素のリセッ
トMOS M1のゲートと各垂直出力線V1〜Vnのリセ
ットが解除される(t2)。
から所定の時間後、一括転送パルスφTXaを再度ハイ
レベルにして全画素のフォトダイオードPDに蓄積され
る電荷を画素内保持容量Cgに転送する(t3)。転送
に十分な時間を経て、一括転送パルスφTXaを再度ロ
ーレベルにしてフォトダイオードPDの電荷の転送を終
了する(t4)。
ように、1行目の選択MOS M2のゲートに印加され
る行選択パルスφSEL1および各光信号転送MOS
M5のゲートに印加される光信号転送パルスφTSがハ
イレベルとなる(t5)。
光信号保持容量CTSに読み出される(t5〜t6)。
素内保持容量Cgに転送したときに画素内保持容量Cg
の電圧がVsigになったとすれば、光信号保持容量CT
SにはVsigを増幅MOS M3のゲート・ソース間電
圧Vgsだけレベルシフトした電圧に増幅MOS M3の
増幅率Aを乗じた電圧が読み出される。すなわち、光信
号保持容量CTSに読み出される電圧Vlsは次式で表さ
れる。
選択パルスφSEL1および光信号転送パルスφTSが
ローレベルとなる(t6)。図4(c)および図4
(e)に示すように行リセットパルスφRES1と垂直
出力線リセットパルスφVRESとがハイレベルとなり
(t7)、増幅MOS M3のゲートと垂直出力線V1
〜Vnがリセットされる(t7〜t8)。
直出力線リセットパルスφVRESがローレベルとなり
(t8)、リセットMOS M1のゲートと垂直出力線
のリセットが解除された後、図4(a)および(f)に
示すように、行選択パルスφSEL1およびオフセット
信号転送MOS M4に印加されるオフセット補正信号
転送パルスφTNがハイレベルとなる(t9)。これに
よってオフセット電圧がオフセット補正信号保持容量C
TNに読み出される(t9〜t10)。CTNに読み込
まれる電圧をVlNとすれば、上記と同様にVlNは次式で
表される。
からの信号φH〜φH nによって、各列の水平転送スイ
ッチM6、M7のゲートが順次ハイレベルとなり(t1
2〜t13)、オフセット補正信号保持容量CTNと光
信号保持容量CTSに保持されていた電圧が順次差動回
路ブロックに読み出される。差動回路ブロックでは、
(1)式の光信号と(2)式のオフセット補正信号との差
がとられ、出力端子Voutに順次出力される。(1)式お
よび(2)式よりVoutの電圧は次式のようになる。
行目の読み出しに先立って、保持容量リセットMOS
M9およびM10のゲートへのパルスφCTRがハイレ
ベルとなり、オフセット補正信号保持容量CTNおよび
光信号保持容量CTSは電圧VRCTにリセットされる。
れ、(3)式の右辺の第1項の定数(AVR)を相殺す
るようなオフセットが付加されることでVsigに比例し
た信号だけが、次段の増幅器6で取り出される。
ることにより、固体撮像素子5の画素の光信号Vsigに
比例したA/D変換データDsigを得る。
固体撮像素子5では光信号の読み出しをおこなってい
る。
処理について詳細に説明する。図5は本実施形態の放射
線撮像装置が撮像タイミング図で表した図である。図5
において、(a)は放射線の照射タイミング、(b)は
全画素のリセットMOS M1のゲートに同時に印加さ
れるパルスφRESa、(c)は全画素の転送MOST
Xのゲートに同時に印加されるパルスφTXa、(d)
は画素から増幅器6に画像データを読み出す読み出しタ
イミングを示す。
示すように開始すると、CPU10はX線発生器1から
発信されるX線の照射を開始する信号を受け取り、タイ
ミング信号発生器11を駆動する。タイミング信号発生
器11は、発生している全画素のTXのゲートに印加す
る一括転送パルスφTXaをハイレベルからローレベル
にした後、全画素の転送MOS M1に印加する一括リ
セットパルスφRES aをハイレベルからローレベルに
する。これにより、フォトダイオードPDで電荷の蓄積
が開始される(〜t100)。
図5(c)に示すようにt101からt102の期間に
φTXaをハイレベルにして、フォトダイオードPDに
蓄積された電荷を画素内保持容量Cgに転送する(t1
01〜t102)。
00〜t103とするとき、t102−t100=(t
100−t103)/2となるように設定した値で、X
線発生器1から受け取った照射時間の情報を基にCPU
10が演算し、タイミング発生器11に渡す。このと
き、転送電荷が蓄積されたCgの電圧Vaは、次式であ
らわす。
圧、Vsp1はフォトダイオードPDで発生したスパイク
ノイズにt102〜t103までの期間のCgでのスパ
イクノイズを加算した電圧である。
すれば、 Da=Dsig1+Dsp1…(5) となる。ここで、Dsig1、Dsp1はそれぞれVsig1、V
sp1に対応したA/D変換データを表す。
がローレベルとなって(t102)、フォトダイオード
PDは電荷の蓄積を続けるが、画素内保持容量Cgには
転送された電荷が保持され、上記の電圧Vaが保持され
る。図5(a)に示すように時刻t103でX線の照射
が終了し(t103)、所定時間経過後、図5(d)に
示すように全画素の信号をフレームメモリ8に読み出す
(t104〜t105)。
セット信号φRESaをハイレベルにして画素内保持容
量Cgの電荷をリセットした後(t106〜t10
7)、図5(c)に示すようにφTXaをハイレベルに
し(t108〜t109)、時刻t102からt103
の期間にフォトダイオードPDに蓄積された電荷を画素
内保持容量Cgに転送する。
ける電圧Vbは、次式で表される。
光による信号電圧、およびVsp2はフォトダイオードP
Dでのスパイクノイズによる電圧である。
号をt110からt111の期間でフレームメモリ9に
読み出す。このとき、VbをA/D変換したデータをDb
とすれば、 Db=Dsig2+Dsp2…(7) となる。ここで、Dsig2、Dsp2はそれぞれVsig2、V
sp2に対応したA/D変換されたデータを表す。
示す式(5)と式(7)の差分を求めると、 Da−Db=(Dsig1−Dsig2)+(Dsp1−Dsp2)…(8) ここで、t102=t103/2であるので、Dsig1=
Dsig2とみなせる。したがって、上記の式は次式にな
る。
線は低減されるので一般にスパイクノイズの発生頻度は
小さい。このような条件下では、ある画素にスパイクノ
イズが発生した場合、そのスパイクノイズは0からt1
02までの期間か、t102からt103まで期間のい
ずれかの期間で発生したものであり、その両方の期間で
発生したものとは考えにくい。
(9)式の結果は下記のいずれかになる。
とにより発生するノイズであるため、Dsp1>0、Dsp2
>0である。また、スパイクノイズは0からt102ま
での期間か、t102からt103までの期間にしか発
生しない。したがって、(9)式または(10)式にお
いて絶対値を取れば、その画素の0からt103までの
期間に発生したスパイクノイズの値を抽出できる。すな
わち、 |Da−Db|=Dsp1+Dsp2…(11) である。
t103までの期間における可視光による信号データと
スパイクノイズの和であるから(11)式によって抽出
されたスパイクノイズを減じれば信号データだけを取り
出すことが出来る。すなわち、 Da+Db−|Da−Db|=Dsig1+Dsig2…(12) となり、スパイクノイズ除去のためにはCPU11は
(12)式の演算だけを実行すればよい。
したもので、(6−1)はDa、(6−2)はDb、(6
−3)は(10)式により抽出されたスパイクノイズ、
(6−4)は(12)式により(6−1)、(6−2)
を加算した信号から(6−3)のスパイクノイズを除去
した信号を示す。
らば、(10)式によりDaにスパイクノイズが重畳し
ている場合で、(12)式は次式になり、スパイクノイ
ズの無いDbが採用される。
ノイズが重畳している場合で、(12)式は以下にな
り、Daが採用される。
分に基づいてX線によるノイズが除去されたデータが作
成される。
クノイズの無い方の画面のデータを採用するために画像
データを削除する必要がない。また、特別な条件判断
や、近隣画素を基にした補正などは行わないので、簡単
な処理でスパイクノイズを除去できる。
7に示す。X線の照射が開始されると(ステップS
1)、電荷の蓄積を開始し(ステップS2)、X線の全
照射時間の1/2が経過した時点で画素内保持容量Cg
への転送を行う(ステップS3)。
4)、画素内保持容量Cgに転送された転送データを差
動回路へ読み出し(ステップS5)、画素内保持容量C
gをリセットする(ステップS6)。ついで、画素内保
持容量Cgへの2回目の転送を行い(ステップS7)、
2回目の転送データの差動回路への読み出しを行う(ス
テップS8)。各画素について(12)式を実行して
(ステップS9)、得られたデータに基づいて画像を作
成、表示する(ステップS10)。
センサーであるが、CCDを利用する場合でも画素内保
持容量Cgとして垂直転送CCDを用いれば、全く同様
の装置を実現できる。この場合のタイミングは図1とほ
ぼ同じであるがCCDでは、1回目の読み出しを行うこ
とにより、水平垂直の転送CCDの電荷が全て吐き出さ
れるので2回目の読み出しの前に図1のt106からt
107でのリセットの必要が無い。
ば、入射した画像データを削除することなく、スパイク
ノイズを除去することができるので、出力される画像情
報がより正確になった。また、複雑な判断や近隣画素デ
ータを用いた補正などを必要としないので、装置または
演算手順を簡素化でき、動作の高速化が可能になった。
ノイズの少ない良好な画像を得ることが可能になる。
ロック図である。
が完了するまでの処理を説明するためのタイミング図で
ある。
である。
するための図である。
トである。
Claims (9)
- 【請求項1】 光電変換手段と、 前記光電変換手段に含まれる同一の画素から光電変換に
よって生じた信号を複数回読み出す駆動手段と、 前記駆動手段によって読み出された複数の信号の差分を
算出することによってノイズ成分を抽出し、該抽出した
ノイズ成分を用いて前記画素からの信号に含まれる前記
ノイズ成分を除去する補正手段と、 を有する撮像装置。 - 【請求項2】 被写体を透過した放射線を光に変換する
変換手段を有し、前記光電変換手段は、前記変換手段か
らの光を電気信号に変換することを特徴とする請求項1
に記載の撮像装置。 - 【請求項3】 前記ノイズ成分は、前記変換手段を透過
し、前記光電変換手段に到達した放射線によって生じる
ノイズを含むことを特徴とする請求項2に記載の撮像装
置。 - 【請求項4】 被写体を透過した放射線を光に変換する
変換手段と、 前記変換手段によって変換された光を電気信号に変換す
る光電変換手段と、 該光電変換手段の光電変換領域に含まれる画素から出力
された信号から、前記変換手段を透過し、前記光電変換
領域に到達した前記放射線によって生じるノイズ成分を
抽出し、抽出された前記ノイズ成分を用いて、前記画素
からの信号に含まれる前記ノイズ成分を除去する補正手
段と、を有することを特徴とする撮像装置。 - 【請求項5】 前記放射線はX線であることを特徴とす
る請求項1から4のいずれか1項に記載の撮像装置。 - 【請求項6】 前記光電変換手段は、口腔内の画像を得
るためのセンサーであることを特徴とする請求項1から
5のいずれか1項に記載の撮像装置。 - 【請求項7】 放射線発生器と、該放射線発生器から被
写体に照射され、該被写体を透過した放射線を電気信号
に変換する放射線センサーとを有する放射線撮像装置に
おいて、 前記放射線の照射時間内に前記センサーの画素毎の信号
値を2回読み出し、該信号値の差分を算出することによ
って、ノイズ成分を抽出する手段と、 該抽出されたノイズ成分に基づいて画素毎にノイズ成分
を除去する手段と、を備えたことを特徴とする放射線撮
像装置。 - 【請求項8】 前記放射線はX線であることを特徴とす
る請求項7記載の放射線撮像装置。 - 【請求項9】 前記放射線センサーは、口腔内の画像を
得るためのセンサーであることを特徴とする請求項7ま
たは8に記載の放射線撮像装置。
Priority Applications (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2001146990A JP3894534B2 (ja) | 2001-05-16 | 2001-05-16 | 撮像装置および放射線撮像装置 |
US10/142,899 US6731720B2 (en) | 2001-05-16 | 2002-05-13 | Image pickup device |
EP02253465A EP1259067A3 (en) | 2001-05-16 | 2002-05-15 | Image pickup device |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2001146990A JP3894534B2 (ja) | 2001-05-16 | 2001-05-16 | 撮像装置および放射線撮像装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2002344813A true JP2002344813A (ja) | 2002-11-29 |
JP3894534B2 JP3894534B2 (ja) | 2007-03-22 |
Family
ID=18992541
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2001146990A Expired - Fee Related JP3894534B2 (ja) | 2001-05-16 | 2001-05-16 | 撮像装置および放射線撮像装置 |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6731720B2 (ja) |
EP (1) | EP1259067A3 (ja) |
JP (1) | JP3894534B2 (ja) |
Cited By (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2007511303A (ja) * | 2003-11-21 | 2007-05-10 | トロフィー ラジオロジー | 歯科用放射線装置及びそれと共に使用される信号処理方法 |
JP2008079250A (ja) * | 2006-09-25 | 2008-04-03 | Hamamatsu Photonics Kk | 固体撮像装置 |
JP2008131385A (ja) * | 2006-11-21 | 2008-06-05 | Hamamatsu Photonics Kk | 固体撮像装置 |
JP2010520488A (ja) * | 2007-03-08 | 2010-06-10 | フェアチャイルド・イメージング | 歯科応用に適応した小型のcmosに基づくx線検出器 |
JP2010283859A (ja) * | 2010-07-26 | 2010-12-16 | Fujitsu Semiconductor Ltd | 固体撮像装置 |
JP2014183475A (ja) * | 2013-03-19 | 2014-09-29 | Canon Inc | 撮像システム |
WO2019244394A1 (ja) * | 2018-06-20 | 2019-12-26 | 株式会社日立製作所 | 放射線モニタとそれを備えた放射線治療装置、および放射線のモニタ方法 |
US10634774B2 (en) | 2016-03-03 | 2020-04-28 | Canon Medical Systems Corporation | Ultrasound diagnosis apparatus and medical image processing method |
WO2024079953A1 (ja) * | 2022-10-11 | 2024-04-18 | 浜松ホトニクス株式会社 | 固体撮像装置、及び、信号処理方法 |
Families Citing this family (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7692704B2 (en) * | 2003-12-25 | 2010-04-06 | Canon Kabushiki Kaisha | Imaging apparatus for processing noise signal and photoelectric conversion signal |
GB0505523D0 (en) * | 2005-03-17 | 2005-04-27 | E2V Tech Uk Ltd | X-ray sensor |
JP5412030B2 (ja) * | 2007-04-02 | 2014-02-12 | オリンパス株式会社 | 固体撮像装置 |
JP2009089087A (ja) * | 2007-09-28 | 2009-04-23 | Sony Corp | 固体撮像装置及び撮像装置 |
JP6094100B2 (ja) * | 2012-09-07 | 2017-03-15 | 株式会社Ihi | 移動体検出方法 |
JP7046698B2 (ja) * | 2018-04-24 | 2022-04-04 | 浜松ホトニクス株式会社 | 放射線検出器、放射線検出器の製造方法、及び画像処理方法 |
Family Cites Families (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH03219229A (ja) * | 1989-10-02 | 1991-09-26 | Fujitsu Ltd | デジタルx線読取装置 |
US5216561A (en) * | 1991-08-29 | 1993-06-01 | Eastman Kodak Company | Apparatus and method of manipulating sum, absolute difference and difference signals for suppressing medium-induced playback error in a magnetoresistive head assembly |
JP3190458B2 (ja) | 1992-10-15 | 2001-07-23 | 浜松ホトニクス株式会社 | 歯科用x線画像処理装置 |
JP4164134B2 (ja) * | 1997-05-26 | 2008-10-08 | キヤノン株式会社 | 撮像装置及び撮像方法 |
-
2001
- 2001-05-16 JP JP2001146990A patent/JP3894534B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
2002
- 2002-05-13 US US10/142,899 patent/US6731720B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2002-05-15 EP EP02253465A patent/EP1259067A3/en not_active Withdrawn
Cited By (16)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US8481955B2 (en) | 2003-11-21 | 2013-07-09 | Carestream Health, Inc. | Dental radiology apparatus and signal processing method used therewith |
JP2007511303A (ja) * | 2003-11-21 | 2007-05-10 | トロフィー ラジオロジー | 歯科用放射線装置及びそれと共に使用される信号処理方法 |
US8008628B2 (en) | 2003-11-21 | 2011-08-30 | Carestream Health, Inc. | Dental radiology apparatus and signal processing method used therewith |
JP2011255192A (ja) * | 2003-11-21 | 2011-12-22 | Trophy Radiologie | 歯科用放射線装置及びそれと共に使用される信号処理方法 |
US8319190B2 (en) | 2003-11-21 | 2012-11-27 | Carestream Health, Inc. | Dental radiology apparatus and signal processing method used therewith |
US8481954B2 (en) | 2003-11-21 | 2013-07-09 | Carestream Health, Inc. | Dental radiology apparatus and signal processing method used therewith |
US8481956B2 (en) | 2003-11-21 | 2013-07-09 | Carestream Health, Inc. | Dental radiology apparatus and signal processing method used therewith |
JP2008079250A (ja) * | 2006-09-25 | 2008-04-03 | Hamamatsu Photonics Kk | 固体撮像装置 |
JP2008131385A (ja) * | 2006-11-21 | 2008-06-05 | Hamamatsu Photonics Kk | 固体撮像装置 |
JP4717786B2 (ja) * | 2006-11-21 | 2011-07-06 | 浜松ホトニクス株式会社 | 固体撮像装置 |
JP2010520488A (ja) * | 2007-03-08 | 2010-06-10 | フェアチャイルド・イメージング | 歯科応用に適応した小型のcmosに基づくx線検出器 |
JP2010283859A (ja) * | 2010-07-26 | 2010-12-16 | Fujitsu Semiconductor Ltd | 固体撮像装置 |
JP2014183475A (ja) * | 2013-03-19 | 2014-09-29 | Canon Inc | 撮像システム |
US10634774B2 (en) | 2016-03-03 | 2020-04-28 | Canon Medical Systems Corporation | Ultrasound diagnosis apparatus and medical image processing method |
WO2019244394A1 (ja) * | 2018-06-20 | 2019-12-26 | 株式会社日立製作所 | 放射線モニタとそれを備えた放射線治療装置、および放射線のモニタ方法 |
WO2024079953A1 (ja) * | 2022-10-11 | 2024-04-18 | 浜松ホトニクス株式会社 | 固体撮像装置、及び、信号処理方法 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
EP1259067A2 (en) | 2002-11-20 |
US6731720B2 (en) | 2004-05-04 |
US20020191742A1 (en) | 2002-12-19 |
EP1259067A3 (en) | 2005-12-21 |
JP3894534B2 (ja) | 2007-03-22 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US8908065B2 (en) | Solid state imaging processing systems and method for providing signal correction of pixel saturation errors | |
EP1259066B1 (en) | Image pickup apparatus | |
JP2002344813A (ja) | 撮像装置および放射線撮像装置 | |
CN101485195B (zh) | 固体拍摄装置 | |
US8610811B2 (en) | Image pickup apparatus | |
JP2002344809A (ja) | 撮像装置、撮像装置の駆動方法、放射線撮像装置及びそれを用いた放射線撮像システム | |
JP2003126072A (ja) | 放射線撮像装置及び放射線撮像装置の撮像方法 | |
JP5013811B2 (ja) | 撮像装置及び補正方法 | |
JP2003329777A (ja) | 撮像装置 | |
JP6853652B2 (ja) | 放射線撮像装置、放射線撮像システム、放射線撮像装置の駆動方法およびプログラム | |
JP2011078103A (ja) | 撮像装置、その駆動方法、放射線撮像装置及びそれを用いた放射線撮像システム | |
US7417212B2 (en) | Solid-state image-sensing device | |
JP3882594B2 (ja) | 固体撮像装置 | |
US7999871B2 (en) | Solid-state imaging apparatus, and video camera and digital still camera using the same | |
JP2002320141A (ja) | 固体撮像装置および撮像方法 | |
JP3039989B2 (ja) | 放射線撮像装置 | |
CN107682647B (zh) | 摄像元件以及摄像装置 | |
JPH11177891A (ja) | 撮像出力の補正方法、補正装置、撮像装置、及び撮像システム | |
JP2011078104A (ja) | 撮像装置、放射線撮像装置及びそれを用いた放射線撮像システム | |
JP4238377B2 (ja) | 固体撮像素子およびその駆動方法 | |
JP2002055170A (ja) | 撮像装置、放射線撮像装置および放射線撮像システム | |
JP2006158608A (ja) | X線撮影装置 | |
JP2006192150A (ja) | X線撮影装置 | |
US11616924B2 (en) | CMOS image sensor with image black level compensation and method | |
JP2022092710A (ja) | 放射線撮像装置、放射線撮像システム、放射線撮像装置の制御方法、および、プログラム |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20051201 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20051208 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20060201 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20060919 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20061114 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20061206 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20061211 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091222 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101222 Year of fee payment: 4 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111222 Year of fee payment: 5 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121222 Year of fee payment: 6 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131222 Year of fee payment: 7 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |