JP2004033659A

JP2004033659A - Radiographic apparatus

Info

Publication number: JP2004033659A
Application number: JP2002198413A
Authority: JP
Inventors: Susumu Adachi; 足立　晋; Naoyuki Hori; 堀　直行; Sakatoshi Kishimoto; 岸本　栄俊
Original assignee: Shimadzu Corp
Current assignee: Shimadzu Corp
Priority date: 2002-07-08
Filing date: 2002-07-08
Publication date: 2004-02-05

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a radiographic apparatus which traps produced electric charges well and prevents decrease in sensitivity by producing trapped charges in an X-ray image sensor. <P>SOLUTION: When light is emitted to an X-ray flat panel detector 5 from a light generator 7, the trapped charges are produced between adjacent X-ray detecting elements, and a curved inner electric field containing a space between elements is produced. Therefore, the electric charges produced between the X-ray detecting elements are trapped certainly. As a result, the decrease in sensitivity is restrained. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、入射した放射線に応じて電荷を出力する放射線検出素子を備えた放射線撮像センサによって、被写体の撮像を行う医療用放射線撮像装置や産業用非破壊検査装置の放射線撮像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、この種の装置として、二次元のＸ線撮像センサと、被検体を挟んだ対向位置にＸ線発生器とを備えたＸ線撮像装置が挙げられる。
【０００３】
二次元のＸ線撮像センサとしては、近年、半導体膜を用いた二次元のものが開発されている。例えば、文献Ｗ．Ｚｈａｏ，ｅｔ　ａｌ．，　”Ａ　ｆｌａｔ　ｐａｎｅｌ　ｄｅｔｅｃｔｏｒ　ｆｏｒ　ｄｉｇｉｔａｌ　ｒａｄｉｏｌｏｇｙ　ｕｓｉｎｇ　ａｃｔｉｖｅ　ｍａｔｒｉｘ　ｒｅａｄｏｕｔ　ｏｆ　ａｍｏｒｐｈｏｕｓ　ｓｅｌｅｎｉｕｍ，”　Ｐｒｏｃ．　ＳＰＩＥ　Ｖｏｌ．２７０８，　ｐｐ．５２３−５３２，　１９９６．には、二次元のマトリックス状に配置されたＴＦＴ信号読み出しスイッチとして機能）の上に、変換層としてのアモルファス・セレン（ａ−Ｓｅ）膜を蒸着して二次元のＸ線撮像センサを構成している。
【０００４】
この例では、まず、被写体を透過したＸ線がアモルファス・セレン膜に照射され、これにより構成される像の濃淡に応じた電荷がアモルファス・セレン膜内に発生する。その後、アモルファス・セレン膜内に生成された電荷は、二次元状に配列された電荷収集電極（蓄積容量）に収集され、所定時間の積分を行った後にＴＦＴスイッチを介してＸ線検出素子ごとに外部に信号として出力されるようになっている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、このような構成を有する従来例の場合には、次のような問題がある。
すなわち、従来の装置では、二次元のＸ線撮像センサにおける各電荷収集電極の間に発生した電荷が、各電荷収集電極の配置の関係から生じる内部電界の関係上うまく収集されないので、感度が低く観測されるという問題がある。また、放射線が入射されると、入射強度に応じて感度が低下し、回復するのに長時間を要するという現象がある（「ゴースティング」と呼ばれる）。
【０００６】
この発明は、放射線撮像センサにトラップチャージを生成することにより、発生した電荷をうまく収集して感度の低下を防止することができる放射線撮像装置を提供することを目的とする。
【０００７】
また、この発明のもう一つの目的は、光出力を利用した演算手段によりゴースティングを補償することができる放射線撮像装置を提供することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
この発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。
【０００９】
すなわち、請求項１に記載の発明は、入射した放射線に応じて電荷を出力する放射線検出素子が複数個配列されてなる放射線撮像センサと、この放射線撮像センサに被写体像が射影されるように対向配置された放射線発生器とを備えた放射線撮像装置において、前記放射線撮像センサに対して光を照射できる位置に光発生器を備え、前記光発生器から前記放射線撮像センサに対して光を照射することを特徴とするものである。
【００１０】
（作用・効果）放射線撮像センサに対して光発生器から光を照射すると、隣接する放射線検出素子の間にトラップチャージが生成され、各素子の間を含むような曲がった内部電界が生じる。したがって、放射線検出素子間に生じた電荷をも確実に収集することができる。その結果、感度の低下を抑制することができる。
【００１１】
なお、光発生器から放射線撮像センサに対して光を照射するタイミングとしては、撮影時にトラップチャージが生じていればよいので、被写体の撮影前の他に、撮影している間中、継続的に光を照射してもよく、放射線の曝射と同時に行ってもよい。また、放射線の曝射から僅かに遅れて光照射を行ってもよい。
【００１２】
また、前記光発生器は、平面的に発光することが好ましい（請求項２）。
【００１３】
（作用・効果）放射線撮像センサの全面にほぼ均一に光を照射して、全ての放射線撮像素子に対して同様のトラップチャージを生成しておくことができる。これにより全面にわたって感度をほぼ均一にすることができる。
【００１４】
また、前記放射線検出素子は、セレン（Ｓｅ）、ヨウ化鉛（ＰｂＩ_２）、ヨウ化水銀（ＨｇＩ_２）、カドミウム・テルライド（ＣｄＴｅ）、カドミウム・ジンク・テルライド（ＣｄＺｎＴｅ）のいずれかを主たる材料とすることが好ましい（請求項３）。
【００１５】
また、前記光発生器は、前記放射線撮像センサの被写体側にあたる表面側に配設されていることが好ましい（請求項４）。
【００１６】
また、前記光発生器は、前記放射線撮像センサの被写体側とは反対側にあたる裏面側に配設されていることが好ましい（請求項５）。
【００１７】
（作用・効果）放射線撮像センサの裏面側に光発生器を配設することにより、放射線発生器から放射されて被写体を透過した放射線が光発生器によって減衰することがないので、放射線を有効に利用することができる。
【００１８】
また、被写体の撮影前に前記光発生器から前記放射線撮像センサに対して光を照射した際に前記放射線撮像センサからの出力される信号を基準光出力信号とし、被写体の撮影直前または撮影直後に前記光発生器から前記放射線撮像センサに対して光を照射した際に前記放射線撮像センサから出力される信号を光出力信号とし、被写体に放射線を照射する撮影の際に前記放射線撮像センサから出力される信号を撮影出力信号とした場合に、前記基準光出力信号と前記光出力信号に基づいて前記撮影出力信号を補正する演算手段をさらに備えていることが好ましい（請求項６）。
【００１９】
（作用・効果）放射線撮像センサには、放射線が入射されると入射強度に応じて感度が低下し、回復するのに長時間を要するという現象がある。このような放射線の入射履歴に起因する感度低下の現象は、例えば、ある被写体を撮影した後に異なる被写体を撮影すると、先の被写体の撮影時における放射線の入射履歴により放射線撮像センサに感度ムラが生じている関係上、先の被写体の残像が後の被写体の撮影画像に重畳して撮影される「ゴースティング（ｇｈｏｓｔｉｎｇ）」として観察される。
【００２０】
ところで、同じ光発生器から照射された光による基準光出力信号と光出力信号には、放射線撮像センサに放射線が入射した際の出力信号とほぼ相関がある。つまり、それまでに入射した放射線強度に応じて光出力信号が基準光出力信号よりも低く検出される。そこで、被写体を透過した放射線に応じた出力である撮影出力信号を、基準光出力信号と光出力信号とに基づき演算手段が補正する。これにより、入射履歴に応じた放射線撮像センサの感度ムラを補償することができ、ゴースティングを抑制することができる。
【００２１】
また、前記演算手段は、前記撮影出力信号の各々に対して、前記光出力信号と前記基準光出力信号の比率を乗じる演算を含む加減乗除演算を行うことが好ましい（請求項７）。
【００２２】
（作用・効果）光出力信号と基準光出力信号との比率を乗じる演算を行うことにより感度ムラをほぼ補正することができるが、その他のパラメータにより完全に補正することができない。そこで、定数等を加減乗除する演算を行うことによりほぼ完全に補正することができる。
【００２３】
また、前記演算手段は、補正する前に、前記光出力信号に基づいて各放射線検出素子の良否を判断し、不良であると判断した場合には、その放射線検出素子の撮影出力信号を、その周囲に位置する放射線検出素子の撮影出力信号に基づいて補間して求め、これをその放射線検出素子の撮影出力信号と置き換えることが好ましい（請求項８）。
【００２４】
（作用・効果）複数個の放射線検出素子は長期間にわたる使用のうちに正常な出力を出せなくなることがある。そこで、光出力信号に基づいて各放射線検出素子の良否を判断し、不良である場合には周囲の放射線検出素子の撮影出力信号に基づいて補間し、これをその放射線検出素子の撮影出力信号に置き換えることにより、不良となった放射線検出素子による撮影画像の品質低下を防止することができる。
【００２５】
なお、この明細書は、次のような放射線撮像装置における制御方法に係る発明についても開示している。
【００２６】
（技術的課題）半導体膜を変換層として備えている放射線撮像センサには、放射線が入射されると入射強度に応じて感度が低下し、回復するのに長時間を要するという現象がある。この現象は、例えば、ある被写体を撮影すると、それよりも前の被写体の撮影により放射線撮像センサに感度ムラが生じている関係上、先の被写体の残像が後の被写体の撮影画像に重畳して撮影される「ゴースティング（ｇｈｏｓｔｉｎｇ）」として観察される。したがって、ゴースティングによって撮影画像の品質が低下するという問題がある。
【００２７】
（１）入射した放射線に応じて電荷を出力する放射線検出素子が複数個配列されてなる放射線撮像センサと、この放射線撮像センサに被写体像が射影されるように対向配置された放射線検出器とを備えた放射線撮像装置における制御方法において、光発生器から前記放射線撮像センサに対して光を照射した際に前記放射線撮像センサからの出力される信号を基準光出力信号として収集する過程と、被写体の撮影直前または撮影直後に前記光発生器から前記放射線撮像センサに対して光を照射した際に前記放射線撮像センサから出力される信号を光出力信号として収集する過程と、被写体に放射線を照射する撮影の際に前記放射線撮像センサから出力される信号を撮影出力信号として収集する過程と、前記基準光出力信号と前記光出力信号に基づいて前記撮影出力信号を補正する過程と、を備えていることを特徴とする放射線撮像装置における制御方法。
【００２８】
（作用・効果）同じ光発生器から照射された光による基準光出力信号と光出力信号には、放射線撮像センサに放射線が入射した際の出力信号とほぼ相関がある。つまり、入射した放射線強度に応じて光出力信号が基準光出力信号よりも低く検出される。そこで、被写体を透過した放射線に応じた出力である撮影出力信号を、基準光出力信号と光出力信号とに基づき演算手段が補正する。これにより、入射した放射線強度に応じた放射線撮像センサの感度ムラを補償することができ、ゴースティングを防止することができる。したがって、撮影画像の品質を向上させることができる。
【００２９】
（２）上記（１）において、前記補正する過程は、被写体の撮影前に光発生器から前記放射線撮像センサに対して光を照射した際に前記放射線撮像センサからの出力される信号を基準光出力信号とし、被写体の撮影直前または撮影直後に前記光発生器から前記放射線撮像センサに対して光を照射した際に前記放射線撮像センサから出力される信号を光出力信号とし、被写体に放射線を照射する撮影の際に前記放射線撮像センサから出力される信号を撮影出力信号とした場合に、前記基準光出力信号と前記光出力信号に基づいて前記撮影出力信号を補正することが好ましい。
【００３０】
（作用・効果）同じ光発生器から照射された光による基準光出力信号と光出力信号には、放射線撮像センサに放射線が入射した際の出力信号とほぼ相関がある。つまり、それまでに入射した放射線強度に応じて光出力信号が基準光出力信号よりも低く検出される。そこで、被写体を透過した放射線に応じた出力である撮影出力信号を、基準光出力信号と光出力信号とに基づき演算手段が補正する。これにより、入射した放射線強度に応じた放射線撮像センサの感度ムラを補償することができ、ゴースティングを抑制することができる。
【００３１】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照してこの発明の一実施例を説明する。
図１はこの発明の一実施例に係り、図１はＸ線撮撮像装置の概略構成を示したブロック図である。
【００３２】
天板１は、被写体である被検体Ｍが載置されるものである。この天板１はＸ線透過材料などで構成されている。天板１を挟む位置には、Ｘ線管３とＸ線フラットパネル検出器５とが対向配備されている。これらの配置関係は、被検体Ｍの透過Ｘ線像が射影されるように設定されている。
【００３３】
なお、上記のＸ線管３がこの発明における『放射線発生器』に相当し、上記のＸ線フラットパネル検出器５がこの発明における『放射線撮像センサ』に相当する。
【００３４】
Ｘ線フラットパネル検出器５の天板１側には、光発生器７が配設されている。詳細は後述するが、この光発生器７は、Ｘ線フラットパネル検出器５の検出面のほぼ全面にわたって光を照射できるように、Ｘ線フラットパネル検出器５の表面側に配設されている。
【００３５】
撮影制御部８は、Ｘ線管３からのＸ線照射を制御する照射制御部９を制御するとともに、光発生器７を制御してその発光を制御する。照射制御部９の制御は、撮影者によって操作されるキーボード１１やマウス１３からの指示に応じて、撮影制御部８から出力される指令信号によって行われる。キーボード１１やマウス１３からは、Ｘ線照射強度等の情報が指示される。
【００３６】
Ｘ線フラットパネル検出器５から出力される信号は、信号収集部１５によって収集され、データ処理部１７によって処理される。データ処理部１７で処理されて画像化されたデータは、例えば、モニタ１９に出力されて表示されるようになっている。
【００３７】
上述したＸ線フラットパネル検出器５の構成について、図２及び図３を参照して説明する。なお、図２は、Ｘ線フラットパネル検出器の周辺回路を含む構成を示すブロック図であり、図３は、Ｘ線フラットパネル検出器の層構造を示す縦断面図である。
【００３８】
Ｘ線フラットパネル検出器５は、この発明の『放射線検出素子』に相当するＸ線検出素子ＸＤを複数個有し、例えば、横１５３６×縦１５３６（ｘ×ｙ）の正方マトリックス状に配列してなる。また、この平面寸法としては、縦横約４３ｃｍが例示される。外形としては平面形状を呈することから、胸部や腹部などの大きな部位を撮影するのに適した方形の検出面を構成させることが可能であること、視野周辺の歪みがほとんどなく高解像度であること、薄型・軽量であることなどの多くの利点を有する。
【００３９】
各Ｘ線検出素子ＸＤは、図２に示すように、それぞれＴＦＴ（Ｔｈｉｎ　Ｆｉｌｍ　Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）２３を介して縦横に延出された読み出し配線Ｒ１，Ｒ２に接続されている。これらの読み出し配線Ｒ１，Ｒ２は、それぞれ横読み出し駆動部ＲＣ１及び読み出しアンプ３３（マルチプレクサ３５）に接続されており、これらには読み出し用の走査信号が与えられる。Ｘ線フラットパネル検出器５に形成されている複数個のＸ線検出素子ＸＤを特定するには、横方向アドレスと縦方向アドレスを指定する縦・横の走査信号を出力すればよい。
【００４０】
なお、Ｘ線フラットパネル検出器５としては、図３に示す構造を採用した直接変換タイプを例に採って以下に説明するが、Ｘ線変換層２５がシンチレータ層からなり、検出アレイ層２７の表面に形成されたフォトダイオードなどの光検出素子によって光検出を行い、コンデンサに電荷を蓄える構成の間接変換タイプであってもよい。
【００４１】
このＸ線フラットパネル検出器５のより詳細な構成は、次のようなものである。
すなわち、入射Ｘ線を電荷に変換するＸ線変換層２５と、このＸ線変換層２５で生じた電荷を検出する画素が縦横にマトリックス状に配置されてなる検出アレイ層２７との積層構造を有する。
【００４２】
Ｘ線変換層２５は、入射Ｘ線を電荷に変換するアモルファス・セレン（ａ−Ｓｅ）、ヨウ化鉛（ＰｂＩ_２）、ヨウ化水銀（ＨｇＩ_２）、カドミウム・テルライド（ＣｄＴｅ）、カドミウム・ジンク・テルライド（ＣｄＺｎＴｅ）のいずれかを主たる材料として構成されている。その下層に位置する検出アレイ層２７の表面であって、Ｘ線変換層２５の表面に被着されている表面電極３１に対向する位置には画素電極２９が形成されており、この画素電極２９により電荷の検出を行ってコンデンサＣ１に蓄電する構成となっている。上記各画素電極２９と、その上層のＸ線変換層２５及び表面電極３１の一部と、上記コンデンサＣ１とが上述した一つのＸ線検出素子ＸＤを構成している。
【００４３】
横読み出し駆動部ＲＣ１では、横の走査信号にしたがって各々の読み出し配線Ｒ１に読み出し用の電圧が印加されるのに伴って、各Ｘ線検出素子ＸＤから順にＸ線検出信号が出力信号として出力される。その際、ＴＦＴ２３及び読み出し配線Ｒ２を通り、さらにＸ線フラットパネル検出器５の後段に配備された各増幅器３３及びマルチプレクサ３５を経て、出力信号が収集されることになる。
【００４４】
なお、収集される出力信号には、「基準光出力信号」と、「光出力信号」と、「基準出力信号」と、「撮影出力信号」とがある。これらの詳細は後述するが、これらの出力信号に基づく演算処理がデータ処理部１７によって行われ、感度低下の補正や感度ムラの補正が行われるようになっている。
【００４５】
次に、図４を参照して光発生器７について説明する。なお、図４は、光発生器の概略構成及びその配置を示す縦断面図である。
【００４６】
光発生器７は、液晶表示装置等の透過型表示器におけるバックライトとして公知のものである。具体的には、Ｘ線フラットパネル検出器５の少なくとも受光面を覆う大きさの導光板４１と、この導光板４１に対して側方から可視光を照射する光源本体４３と、導光板４１の上面及び側面を覆う光反射フィルム４５と、Ｘ線フラットパネル検出器５側に配設された光拡散フィルム４７とを備えている。
このような構成の光発生器７は、Ｘ線フラットパネル検出器５の受光面全面にわたってほぼ均一な光を照射するように構成されている。
【００４７】
次に、上述した構成のＸ線撮像装置を用いた撮像動作について、図５のフローチャートを参照して説明する。なお、図５は、撮像動作説明に供するフローチャートである。
【００４８】
まず、被検体Ｍを天板１に載置する前に、ステップＳ１、Ｓ２の処理を行う。この処理をキャリブレーション過程と称する。
【００４９】
ステップＳ１
被検体Ｍを天板１に載置していない状態において、Ｘ線管３から所定強度のＸ線を一様に照射する。このときの画素出力、つまりＸ線フラットパネル検出器５からの出力信号を、信号収集部１５を介してデータ処理部１７が収集する。これを「基準出力信号」と称し、符号でＡ_０（ｉ，ｊ）とする。なお、（ｉ，ｊ）は、各Ｘ線検出素子ＸＤの位置を表している。これらの基準出力信号Ａ_０（ｉ，ｊ）は、Ｘフラットパネル検出器５の各画素に元々存在している感度バラツキを補正するための基準となる。つまり、各Ｘ線検出素子ＸＤの感度バラツキを補正するための基準信号である。
【００５０】
したがって、Ｘ線フラットパネル検出器５における感度バラツキが存在しない又は無視できる程度の感度バラツキしか存在しない場合には、このステップＳ１を省略してもよい。
【００５１】
ステップＳ２
Ｘ線管３からのＸ線照射を停止した後、上記ステップＳ１と同じ状態にて、光発生器７から所定強度の光を一様に照射する。このときの画素出力を上記同様にして収集する。これを「基準光出力信号」と称し、符号でＢ_０（ｉ，ｊ）とする。これらの基準光出力信号Ｂ_０（ｉ，ｊ）は、Ｘ線フラットパネル検出器５におけるＸ線照射履歴に起因する感度ムラを補正するための基準となる。
【００５２】
上記のキャリブレーション過程は、例えば、毎朝あるいは所定時間毎または被検体Ｍを撮影する度に撮影前に実行して、基準出力信号Ａ_０（ｉ，ｊ）と、基準光出力信号Ｂ_０（ｉ，ｊ）とをデータ処理部１７に格納しておく。
【００５３】
次に、以下のような撮影過程を実施する。
【００５４】
ステップＳ３
被写体である被検体Ｍを天板１に載置し、所望の撮影部位がＸ線フラットパネル検出器５に射影されるようにする。
【００５５】
ステップＳ４
被検体Ｍの撮影直前に、光発生器７からＸ線フラットパネル検出器５に対して所定強度の光を照射する。このときの画素出力、つまりＸ線フラットパネル検出器５からの出力信号を、信号収集部１５を介してデータ処理部１７が収集する。
これを「光出力信号」と称し、符号でＢ_ｎ（ｉ，ｊ）とする。これらの光出力信号Ｂ_ｎ（ｉ，ｊ）は、上記キャリブレーション過程における基準光出力信号Ｂ_０（ｉ，ｊ）よりも通常は低下しており、それらの比率はＸ線照射履歴に起因するＸ線検出素子ＸＤの感度低下（Ｘ線フラットパネル検出器５の全体における感度ムラ）に相関を有する。
【００５６】
このステップＳ４における光照射により、図６に示すような挙動がＸ線フラットパネル検出器５に生じる。
【００５７】
Ｘ線フラットパネル検出器５は、上述したような構造を有する関係上、図６（ａ）に示すように、Ｘ線入射に伴って生じた電子・正孔対のうち、画素電極２９の間に生じたものは電荷として検出されにくい。したがって、Ｘ線フラットパネル検出器５の感度が低下したように観測される現象が生じる。
【００５８】
しかしながら、ステップＳ４において撮影直前に光発生器７からＸ線フラットパネル検出器５に対して光を照射しているので、図６（ｂ）に示すようなトラップチャージが画素電極２９の間に生じる。このトラップチャージにより、画素電極２９の間が正電位となり、正電位にバイアスされる表面電極３１との関係により、Ｘ線変換層２５の内部電界が図中に点線矢印で示すように曲げられることになる。その結果、上記電子・正孔対が、隣接する画素電極２９のいずれかに収集されることになり、発生した電子・正孔対を有効に収集することができ、感度の低下を抑制することができるようになっている。
【００５９】
なお、トラップチャージを生じさせるための光照射は、この実施例のように撮影直前だけに限定されるものではなく、撮影中も継続的に光を照射させるようにしてもよい。また、Ｘ線の照射から僅かに遅れて光照射を行ってもよい。
【００６０】
ステップＳ５
撮影者がキーボード１１等を介して撮影制御部８に対して指示した条件で、被検体Ｍに対するＸ線の照射を行う。このときの各画素出力を、信号収集部１５を介してデータ処理部１７が収集する。これを「撮影出力信号」と称し、符号でＡ_ｎ（ｉ，ｊ）とする。従来は、この撮影出力信号Ａ_ｎ（ｉ，ｊ）だけを用いて画像化を行っているので、感度低下や感度ムラの影響が生じ、画像にゴースティング等の現象で表れて品質を低下させている。
【００６１】
ステップＳ６
データ処理部１７は、予めキャリブレーション過程において収集している各出力信号、すなわち、基準出力信号Ａ_０（ｉ，ｊ）と、基準光出力信号Ｂ_０（ｉ，ｊ）と、光出力信号Ｂ_ｎ（ｉ，ｊ）とに基づき撮影出力信号Ａ_ｎ（ｉ，ｊ）を補正する。
【００６２】
具体的には、次の（１）式によって補正演算を行い、補正撮影出力信号Ａ´_ｎ（ｉ，ｊ）を求める。なお、（１）式中における定数Ｋは、後処理が円滑に行われるように倍率を設定する等のために用いられるものである。
【００６３】
【数１】

【００６４】
この（１）式中において、光出力信号比Ｂ_０／Ｂ_ｎは、Ｘ線の入射によるＸ線フラットパネル検出器５の感度低下の度合いを示す。また、Ｋ／Ａ_０は、各Ｘ線検出素子ＸＤに元々存在している感度バラツキを補償するためのものである。
【００６５】
ステップＳ７
データ処理部１７が求めた補正撮影出力信号Ａ´_ｎ（ｉ，ｊ）に基づいて、画像をモニタ１９に出力して表示する。出力された画像は、トラップチャージによって感度低下を補っているので、鮮明な画像を得ることができる。また、上述した補正を行っているので、Ｘ線の入射履歴に起因するゴースティングがない高品質の画像となる。
【００６６】
ステップＳ８
撮影を継続する場合には、上記ステップＳ３に戻って上述したステップを再度行う。
【００６７】
上述したように、このＸ線撮像装置によると、Ｘ線フラットパネル検出器５に対して光発生器７から光を照射して、各Ｘ線検出素子ＸＤの間を含むように曲がった内部電界を生じさせることができる。したがって、各Ｘ線検出素子ＸＤの間に生じた電荷をも確実に収集でき、その結果、Ｘ線フラットパネル検出器５の感度低下を抑制することができる。
【００６８】
その上、Ｘ線入射履歴に起因する感度ムラを補償しているので、ゴースティングが防止でき、画像品質を向上させることができる。
【００６９】
なお、Ｘ線フラットパネル検出器５に備わった複数個のＸ線検出素子ＸＤのうち、いずれかが出力信号を異常に高く出力したり、逆に異常に低く出力する場合がある。このような場合には、そのＸ線検出素子ＸＤが故障したものと判断して、周囲のＸ線検出素子ＸＤを用いて補間することが好ましい。
【００７０】
Ｘ線検出素子ＸＤの良否判断は、ステップＳ４における光出力信号Ｂ_ｎ（ｉ，ｊ）に基づいて行えばよい。すなわち、データ処理部１７が光出力信号Ｂ_ｎ（ｉ，ｊ）の各々と、所定値Ｂ_ｍｉｎまたは所定値Ｂ_ｍａｘとを比較して判断する。そして、これらの値を下回ったり越えたりする場合には不良であると判断する。そして、そのＸ線検出素子ＸＤの撮影出力信号Ａ_ｎ（ｉ，ｊ）に代えて、次の（２）式に示す補間式を用いて求められる補間撮影出力信号ＣＡ_ｎ（ｉ，ｊ）を採用する。
【００７１】
【数２】

【００７２】
なお、上記（２）式は、周囲の４素子から補間しているが、それ以下あるいはそれ以上の素子から補間するようにしてもよい。
【００７３】
また、上記の実施例においては、トラップチャージによって感度低下を補償することに加え、Ｘ線の照射履歴に応じて生じる感度ムラを補正することを行っているが、感度ムラを補正する処理を省略してもよい。
【００７４】
この発明は上述した実施例に限定されるものではなく、以下のように変形実施が可能である。
【００７５】
（１）光発生器７は、図７に示すように、Ｘ線フラットパネル検出器５の裏面側に配設してもよい。このように配設した場合には、ガラス基板等の光透過材料で構成された検出アレイ層２７を透過してＸ線変換層２５に光が照射されることになる。この構成によると、Ｘ線照射時におけるＸ線の減弱を防止することができ、被検体Ｍへの余分な曝射を防止することができる。
【００７６】
（２）光発生器７から照射される光は、可視光の他に、赤外光、紫外光が利用可能である。
【００７７】
（３）光発生器７は、Ｘ線フラットパネル検出器５に一様に光を照射することが好ましいが、発光ダイオード等の点光源で代用してもよい。また、点光源を複数個配備して擬似的に面発光させるようにしても良い。
【００７８】
（４）光発生器７は、光源本体４３と光拡散フィルム４７が別体の構成であったが、ＥＬ（エレクトロルミネッセンス）パネル等によって一体的な構成を採用してもよい。
【００７９】
（５）上述したＸ線を利用した撮像装置の他、γ線等の放射線を利用した撮像装置であってもこの発明を実施することが可能である。また、医療用の撮像装置だけでなく、産業用の非破壊検査装置であっても適用可能である。
【００８０】
【発明の効果】
以上の説明から明らかなように、この発明によれば、放射線撮像センサに対して光発生器から光を照射すると、隣接する放射線検出素子の間にトラップチャージが生成され、各素子の間を含むような曲がった内部電界が生じる。したがって、放射線検出素子間に生じた電荷をも確実に収集でき、その結果、感度の低下を抑制することができる。
【００８１】
また、光出力を利用した演算手段により、入射した放射線強度に応じた放射線撮像センサの感度ムラを補償することができ、ゴースティングを抑制することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】Ｘ線撮撮像装置の概略構成を示したブロック図である。
【図２】Ｘ線フラットパネル検出器の周辺回路を含む構成を示すブロック図である。
【図３】Ｘ線フラットパネル検出器の層構造を示す縦断面図である。
【図４】光発生器の概略構成及びその配置を示す縦断面図である。
【図５】撮像動作説明に供するフローチャートである。
【図６】光照射によって生じるトラップチャージの説明に供する模式図である。
【図７】光発生器の異なる配置位置を示す縦断面図である。
【符号の説明】
１　…　天板
３　…　Ｘ線管（放射線発生器）
５　…　Ｘ線フラットパネル検出器（放射線撮像センサ）
７　…　光発生器
８　…　撮影制御部
９　…　照射制御部
ＸＤ　…　Ｘ線検出素子（放射線検出素子）
２５　…　Ｘ線変換層
２７　…　検出アレイ層
２９　…　画素電極
Ｃ１　…　コンデンサ
３１　…　表面電極
Ａ_０（ｉ，ｊ）　…　基準出力信号
Ｂ_０（ｉ，ｊ）　…　基準光出力信号
Ｂ_ｎ（ｉ，ｊ）　…　光出力信号
Ａ_ｎ（ｉ，ｊ）　…　撮影出力信号[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a radiation imaging device for medical imaging and an industrial nondestructive inspection device for imaging a subject by a radiation imaging sensor having a radiation detection element that outputs electric charges according to incident radiation.
[0002]
[Prior art]
2. Description of the Related Art Conventionally, as this type of apparatus, there is an X-ray imaging apparatus including a two-dimensional X-ray imaging sensor and an X-ray generator at a position facing an object.
[0003]
In recent years, a two-dimensional X-ray imaging sensor using a semiconductor film has been developed. For example, reference W. Zhao, et al. , "A flat panel detector for digital radiology using active matrix readout of amorphous selenium," Proc. SPIE Vol. 2708, pp. 523-532, 1996. A two-dimensional X-ray image sensor is formed by depositing an amorphous selenium (a-Se) film as a conversion layer on a TFT signal readout switch arranged in a two-dimensional matrix. ing.
[0004]
In this example, first, X-rays transmitted through the subject are irradiated on the amorphous selenium film, and charges corresponding to the density of an image formed by the X-rays are generated in the amorphous selenium film. Thereafter, the charges generated in the amorphous selenium film are collected by two-dimensionally arranged charge collecting electrodes (storage capacitors), and after integrating for a predetermined time, the X-ray detecting elements are passed through a TFT switch. Is output to the outside as a signal.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
However, the conventional example having such a configuration has the following problem.
That is, in the conventional device, the charge generated between the charge collecting electrodes in the two-dimensional X-ray imaging sensor is not collected well due to the internal electric field generated due to the arrangement of the charge collecting electrodes. There is a problem of being observed. Further, when radiation is incident, there is a phenomenon in which the sensitivity is reduced in accordance with the incident intensity, and it takes a long time to recover (called "ghosting").
[0006]
SUMMARY OF THE INVENTION It is an object of the present invention to provide a radiation imaging apparatus capable of generating trapped charges in a radiation imaging sensor, thereby collecting the generated charges and preventing a decrease in sensitivity.
[0007]
Another object of the present invention is to provide a radiation imaging apparatus capable of compensating for ghosting by an arithmetic unit using light output.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
The present invention has the following configuration to achieve such an object.
[0009]
That is, according to the first aspect of the present invention, a radiation imaging sensor in which a plurality of radiation detection elements that output charges in accordance with incident radiation is arranged is opposed to a radiation imaging sensor so that a subject image is projected on the radiation imaging sensor. A radiation generator provided with a radiation generator, wherein a light generator is provided at a position where the radiation imaging sensor can be irradiated with light, and light is emitted from the light generator to the radiation imaging sensor. It is characterized by the following.
[0010]
(Operation / Effect) When light is emitted from the light generator to the radiation imaging sensor, trap charges are generated between adjacent radiation detection elements, and a bent internal electric field including between the elements is generated. Therefore, it is possible to reliably collect the charge generated between the radiation detection elements. As a result, a decrease in sensitivity can be suppressed.
[0011]
The timing at which the light is irradiated from the light generator to the radiation imaging sensor may be any as long as a trap charge is generated at the time of imaging. Light irradiation may be performed, or irradiation may be performed simultaneously with radiation irradiation. Further, the light irradiation may be performed slightly after the radiation irradiation.
[0012]
Further, it is preferable that the light generator emits light in a planar manner (claim 2).
[0013]
(Operation / Effect) By irradiating light almost uniformly on the entire surface of the radiation imaging sensor, the same trap charge can be generated for all radiation imaging elements. Thereby, the sensitivity can be made substantially uniform over the entire surface.
[0014]
In addition, the radiation detecting element is composed of selenium (Se), lead iodide (PbI ₂ ), Mercury iodide (HgI ₂ ), Cadmium telluride (CdTe), or cadmium zinc telluride (CdZnTe) as a main material (claim 3).
[0015]
Further, it is preferable that the light generator is disposed on a front surface side of the radiation imaging sensor corresponding to a subject (claim 4).
[0016]
Further, it is preferable that the light generator is disposed on a back surface side opposite to a subject side of the radiation imaging sensor (claim 5).
[0017]
(Function / Effect) By arranging the light generator on the back side of the radiation imaging sensor, radiation emitted from the radiation generator and transmitted through the subject is not attenuated by the light generator, so that the radiation can be effectively used. Can be used.
[0018]
Further, a signal output from the radiation imaging sensor when the light generator irradiates the radiation imaging sensor with light before imaging the subject is set as a reference light output signal, and immediately before or immediately after imaging the subject. A signal output from the radiation imaging sensor when irradiating the radiation imaging sensor with light from the light generator is used as a light output signal, and is output from the radiation imaging sensor during imaging to irradiate a subject with radiation. It is preferable that the image forming apparatus further includes a calculation unit that corrects the photographing output signal based on the reference light output signal and the light output signal when the signal is a photographing output signal.
[0019]
(Operation / Effect) The radiation imaging sensor has a phenomenon that when radiation is incident, the sensitivity is reduced according to the incident intensity, and it takes a long time to recover. Such a phenomenon of sensitivity reduction due to the radiation incident history may be caused, for example, by photographing a certain subject and then photographing a different subject, the radiation incident history at the time of photographing the previous subject may cause sensitivity unevenness in the radiation imaging sensor. Because of this, the afterimage of the previous subject is observed as “ghosting”, which is photographed while being superimposed on the photographed image of the subsequent subject.
[0020]
By the way, the reference light output signal and the light output signal by the light emitted from the same light generator have almost a correlation with the output signal when the radiation enters the radiation imaging sensor. That is, the light output signal is detected to be lower than the reference light output signal in accordance with the intensity of the radiation that has been incident so far. Therefore, the calculation means corrects the imaging output signal, which is an output corresponding to the radiation transmitted through the subject, based on the reference light output signal and the light output signal. This makes it possible to compensate for uneven sensitivity of the radiation imaging sensor according to the incident history and suppress ghosting.
[0021]
Further, it is preferable that the arithmetic means performs an addition, subtraction, multiplication and division operation including an operation of multiplying each of the photographing output signals by a ratio of the light output signal and the reference light output signal (claim 7).
[0022]
(Operation / Effect) The sensitivity unevenness can be substantially corrected by performing an operation of multiplying the ratio between the light output signal and the reference light output signal, but cannot be completely corrected by other parameters. Therefore, the correction can be made almost completely by performing an operation of adding, subtracting, multiplying and dividing a constant or the like.
[0023]
Further, before the correction, the correction unit determines the quality of each radiation detection element based on the light output signal, and when it is determined to be defective, the imaging output signal of the radiation detection element, the It is preferable that interpolation is performed based on the imaging output signal of the radiation detection element located in the surroundings, and this is replaced with the imaging output signal of the radiation detection element.
[0024]
(Operation / Effect) A plurality of radiation detecting elements may not be able to output a normal output during long-term use. Therefore, the quality of each radiation detection element is determined based on the light output signal, and if the radiation detection element is defective, interpolation is performed based on the imaging output signal of the surrounding radiation detection element, and this is interpolated into the imaging output signal of the radiation detection element. By the replacement, it is possible to prevent the quality of the captured image from deteriorating due to the defective radiation detection element.
[0025]
This specification also discloses an invention relating to a control method in the following radiation imaging apparatus.
[0026]
(Technical problem) In a radiation imaging sensor having a semiconductor film as a conversion layer, there is a phenomenon that when radiation is incident, the sensitivity is reduced according to the incident intensity, and it takes a long time to recover. This phenomenon occurs because, for example, when a certain subject is photographed, the afterimage of the previous subject is superimposed on the photographed image of the later subject because sensitivity unevenness has occurred in the radiation imaging sensor due to the photographing of the preceding subject. Observed as "ghosting" being photographed. Therefore, there is a problem that the quality of a captured image is reduced by ghosting.
[0027]
(1) A radiation imaging sensor in which a plurality of radiation detection elements that output electric charges in accordance with incident radiation are arranged, and a radiation detector that is opposed to the radiation imaging sensor so that a subject image is projected on the radiation imaging sensor. In the control method in the radiation imaging apparatus provided with, a step of collecting a signal output from the radiation imaging sensor when irradiating light from the light generator to the radiation imaging sensor as a reference light output signal, A step of collecting as an optical output signal a signal output from the radiation imaging sensor when the light generator irradiates light to the radiation imaging sensor immediately before or immediately after imaging, and an imaging step of irradiating a subject with radiation. Collecting a signal output from the radiation imaging sensor as a photographing output signal at the time of scanning, based on the reference light output signal and the light output signal. Control method for a radiation imaging apparatus, characterized in that it and a process for correcting the photographic output signals are.
[0028]
(Operation / Effect) The reference light output signal and the light output signal by the light emitted from the same light generator substantially correlate with the output signal when the radiation enters the radiation imaging sensor. That is, the light output signal is detected to be lower than the reference light output signal according to the incident radiation intensity. Therefore, the calculation means corrects the imaging output signal, which is an output corresponding to the radiation transmitted through the subject, based on the reference light output signal and the light output signal. This makes it possible to compensate for sensitivity unevenness of the radiation imaging sensor according to the intensity of the incident radiation, and to prevent ghosting. Therefore, the quality of the captured image can be improved.
[0029]
(2) In the above (1), the step of correcting is performed by using a signal output from the radiation imaging sensor when the light generator irradiates the radiation imaging sensor with light before photographing a subject as a reference light. As an output signal, a signal output from the radiation imaging sensor when the light generator irradiates light to the radiation imaging sensor immediately before or immediately after imaging of the subject is used as an optical output signal, and the subject is irradiated with radiation. When a signal output from the radiation imaging sensor is used as an imaging output signal during imaging, it is preferable that the imaging output signal is corrected based on the reference light output signal and the optical output signal.
[0030]
(Operation / Effect) The reference light output signal and the light output signal by the light emitted from the same light generator substantially correlate with the output signal when the radiation enters the radiation imaging sensor. That is, the light output signal is detected to be lower than the reference light output signal in accordance with the intensity of the radiation that has been incident so far. Therefore, the calculation means corrects the imaging output signal, which is an output corresponding to the radiation transmitted through the subject, based on the reference light output signal and the light output signal. This makes it possible to compensate for sensitivity unevenness of the radiation imaging sensor according to the intensity of the incident radiation, and to suppress ghosting.
[0031]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
An embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings.
FIG. 1 relates to one embodiment of the present invention, and FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an X-ray imaging apparatus.
[0032]
The top 1 has a subject M as a subject placed thereon. This top plate 1 is made of an X-ray transmitting material or the like. An X-ray tube 3 and an X-ray flat panel detector 5 are provided opposite to each other with the top plate 1 interposed therebetween. These positional relationships are set such that a transmission X-ray image of the subject M is projected.
[0033]
The X-ray tube 3 corresponds to a “radiation generator” in the present invention, and the X-ray flat panel detector 5 corresponds to a “radiation imaging sensor” in the present invention.
[0034]
A light generator 7 is arranged on the top plate 1 side of the X-ray flat panel detector 5. Although the details will be described later, the light generator 7 is disposed on the front surface side of the X-ray flat panel detector 5 so that light can be applied to almost the entire detection surface of the X-ray flat panel detector 5. .
[0035]
The imaging control unit 8 controls the irradiation control unit 9 that controls the X-ray irradiation from the X-ray tube 3 and controls the light generator 7 to control the light emission. The control of the irradiation control unit 9 is performed by a command signal output from the imaging control unit 8 in response to an instruction from the keyboard 11 or the mouse 13 operated by the photographer. Information such as X-ray irradiation intensity is instructed from the keyboard 11 and the mouse 13.
[0036]
Signals output from the X-ray flat panel detector 5 are collected by the signal collecting unit 15 and processed by the data processing unit 17. The data processed and imaged by the data processing unit 17 is output to, for example, a monitor 19 and displayed.
[0037]
The configuration of the X-ray flat panel detector 5 described above will be described with reference to FIGS. FIG. 2 is a block diagram showing a configuration including peripheral circuits of the X-ray flat panel detector, and FIG. 3 is a longitudinal sectional view showing a layer structure of the X-ray flat panel detector.
[0038]
The X-ray flat panel detector 5 has a plurality of X-ray detection elements XD corresponding to the “radiation detection element” of the present invention, and is arranged in a square matrix of, for example, 1536 (horizontal) × 1536 (vertical) (x × y). It becomes. The plane dimension is, for example, about 43 cm in length and width. Since it has a planar shape, it can form a square detection surface suitable for imaging large parts such as the chest and abdomen, and has high resolution with almost no distortion around the field of view It has many advantages such as being thin and lightweight.
[0039]
As shown in FIG. 2, each of the X-ray detection elements XD is connected to readout wirings R1 and R2 extending vertically and horizontally via a TFT (Thin Film Transistor) 23, respectively. These readout wirings R1 and R2 are connected to the horizontal readout drive unit RC1 and the readout amplifier 33 (multiplexer 35), respectively, to which a scanning signal for reading out is supplied. In order to specify the plurality of X-ray detection elements XD formed on the X-ray flat panel detector 5, a vertical / horizontal scanning signal designating a horizontal address and a vertical address may be output.
[0040]
The X-ray flat panel detector 5 will be described below by taking a direct conversion type adopting the structure shown in FIG. 3 as an example, but the X-ray conversion layer 25 is formed of a scintillator layer, An indirect conversion type in which light is detected by a light detection element such as a photodiode formed on the surface and charges are stored in a capacitor may be used.
[0041]
The more detailed configuration of the X-ray flat panel detector 5 is as follows.
That is, a laminated structure of an X-ray conversion layer 25 for converting incident X-rays into electric charges and a detection array layer 27 in which pixels for detecting electric charges generated in the X-ray conversion layers 25 are arranged vertically and horizontally in a matrix. Have.
[0042]
The X-ray conversion layer 25 is composed of amorphous selenium (a-Se), which converts incident X-rays into electric charges, and lead iodide (PbI). ₂ ), Mercury iodide (HgI ₂ ), Cadmium telluride (CdTe), or cadmium zinc telluride (CdZnTe) as a main material. A pixel electrode 29 is formed at a position on the surface of the detection array layer 27 located thereunder and facing the surface electrode 31 adhered to the surface of the X-ray conversion layer 25. , The electric charge is detected and stored in the capacitor C1. Each of the pixel electrodes 29, a part of the X-ray conversion layer 25 and the surface electrode 31 thereover, and the capacitor C1 constitute one X-ray detection element XD described above.
[0043]
In the horizontal read driving unit RC1, an X-ray detection signal is sequentially output as an output signal from each of the X-ray detection elements XD as a voltage for reading is applied to each read wiring R1 according to a horizontal scanning signal. You. At that time, an output signal is collected through the TFT 23 and the readout wiring R2, and further through each of the amplifiers 33 and the multiplexer 35 provided at the subsequent stage of the X-ray flat panel detector 5.
[0044]
The collected output signals include a “reference light output signal”, a “light output signal”, a “reference output signal”, and a “photographing output signal”. As will be described later in detail, arithmetic processing based on these output signals is performed by the data processing unit 17 to correct for sensitivity deterioration and sensitivity unevenness.
[0045]
Next, the light generator 7 will be described with reference to FIG. FIG. 4 is a longitudinal sectional view showing a schematic configuration and an arrangement of the light generator.
[0046]
The light generator 7 is known as a backlight in a transmission type display such as a liquid crystal display. Specifically, a light guide plate 41 having a size to cover at least the light receiving surface of the X-ray flat panel detector 5, a light source body 43 that irradiates visible light from the side to the light guide plate 41, A light reflection film 45 covering the top and side surfaces and a light diffusion film 47 disposed on the X-ray flat panel detector 5 side are provided.
The light generator 7 having such a configuration is configured to emit substantially uniform light over the entire light receiving surface of the X-ray flat panel detector 5.
[0047]
Next, an imaging operation using the X-ray imaging apparatus having the above-described configuration will be described with reference to a flowchart of FIG. FIG. 5 is a flowchart for explaining the imaging operation.
[0048]
First, before placing the subject M on the top 1, the processing of steps S1 and S2 is performed. This process is called a calibration process.
[0049]
Step S1
In a state where the subject M is not placed on the top 1, X-rays of a predetermined intensity are uniformly irradiated from the X-ray tube 3. The pixel output at this time, that is, the output signal from the X-ray flat panel detector 5 is collected by the data processing unit 17 via the signal collection unit 15. This is referred to as a “reference output signal” and is denoted by A ₀ (I, j). (I, j) indicates the position of each X-ray detection element XD. These reference output signals A ₀ (I, j) is a reference for correcting the sensitivity variation originally existing in each pixel of the X flat panel detector 5. That is, it is a reference signal for correcting the sensitivity variation of each X-ray detection element XD.
[0050]
Therefore, if there is no sensitivity variation in the X-ray flat panel detector 5 or only negligible sensitivity variation, this step S1 may be omitted.
[0051]
Step S2
After the X-ray irradiation from the X-ray tube 3 is stopped, light of a predetermined intensity is uniformly irradiated from the light generator 7 in the same state as in step S1. The pixel outputs at this time are collected in the same manner as described above. This is referred to as a “reference light output signal” and is denoted by B ₀ (I, j). These reference light output signals B ₀ (I, j) is a reference for correcting sensitivity unevenness due to the X-ray irradiation history in the X-ray flat panel detector 5.
[0052]
The above-described calibration process is performed, for example, every morning, every predetermined time, or each time the subject M is imaged, before the imaging, and the reference output signal A ₀ (I, j) and the reference light output signal B ₀ (I, j) are stored in the data processing unit 17.
[0053]
Next, the following photographing process is performed.
[0054]
Step S3
The subject M, which is a subject, is placed on the top 1 so that a desired imaging region is projected on the X-ray flat panel detector 5.
[0055]
Step S4
Immediately before imaging the subject M, the light generator 7 irradiates the X-ray flat panel detector 5 with light of a predetermined intensity. The pixel output at this time, that is, the output signal from the X-ray flat panel detector 5 is collected by the data processing unit 17 via the signal collection unit 15.
This is referred to as an “optical output signal” and is denoted by B _n (I, j). These optical output signals B _n (I, j) is the reference light output signal B in the calibration process. ₀ Normally, the ratio is lower than (i, j), and their ratio correlates with a decrease in sensitivity of the X-ray detection element XD due to the X-ray irradiation history (sensitivity unevenness in the entire X-ray flat panel detector 5). Have.
[0056]
The light irradiation in step S4 causes the X-ray flat panel detector 5 to behave as shown in FIG.
[0057]
As shown in FIG. 6A, the X-ray flat panel detector 5 has a structure as described above, and is provided between the pixel electrodes 29 of the electron-hole pairs generated by the X-ray incidence. Is hardly detected as an electric charge. Therefore, a phenomenon occurs in which the sensitivity of the X-ray flat panel detector 5 is observed to be reduced.
[0058]
However, since light is irradiated from the light generator 7 to the X-ray flat panel detector 5 immediately before imaging in step S4, a trap charge as shown in FIG. . Due to this trap charge, the potential between the pixel electrodes 29 becomes a positive potential, and the internal electric field of the X-ray conversion layer 25 is bent as shown by the dotted arrow in the figure due to the relationship with the surface electrode 31 which is biased to the positive potential. become. As a result, the electron-hole pairs are collected at any one of the adjacent pixel electrodes 29, and the generated electron-hole pairs can be effectively collected, and a decrease in sensitivity can be suppressed. Can be done.
[0059]
The light irradiation for generating the trap charge is not limited to just before the photographing as in this embodiment, and the light irradiation may be continuously performed during the photographing. Light irradiation may be performed slightly after X-ray irradiation.
[0060]
Step S5
The subject M is irradiated with X-rays under the conditions instructed by the photographer to the imaging control unit 8 via the keyboard 11 or the like. Each pixel output at this time is collected by the data processing unit 17 via the signal collection unit 15. This is referred to as a “photographing output signal” and is denoted by A _n (I, j). Conventionally, this shooting output signal A _n Since the imaging is performed using only (i, j), the sensitivity is reduced and the influence of the sensitivity unevenness occurs, and the quality is deteriorated due to a phenomenon such as ghosting in the image.
[0061]
Step S6
The data processing unit 17 outputs each output signal previously collected in the calibration process, that is, the reference output signal A. ₀ (I, j) and the reference light output signal B ₀ (I, j) and the optical output signal B _n Shooting output signal A based on (i, j) _n Correct (i, j).
[0062]
Specifically, a correction operation is performed by the following equation (1), and a corrected photographing output signal A ′ is obtained. _n (I, j) is obtained. The constant K in the equation (1) is used for setting a magnification so that post-processing is performed smoothly.
[0063]
(Equation 1)

[0064]
In the equation (1), the light output signal ratio B ₀ / B _n Indicates the degree of decrease in sensitivity of the X-ray flat panel detector 5 due to X-ray incidence. Also, K / A ₀ Is for compensating the sensitivity variation originally existing in each X-ray detection element XD.
[0065]
Step S7
Corrected photographing output signal A 'obtained by data processing unit 17 _n Based on (i, j), the image is output to the monitor 19 and displayed. Since the output image compensates for the decrease in sensitivity due to the trap charge, a clear image can be obtained. Further, since the above-described correction is performed, a high-quality image without ghosting due to the X-ray incident history is obtained.
[0066]
Step S8
If the photographing is to be continued, the process returns to step S3, and the above-described steps are performed again.
[0067]
As described above, according to this X-ray imaging apparatus, the light is emitted from the light generator 7 to the X-ray flat panel detector 5, and the internal electric field bent so as to include between the X-ray detection elements XD. Can be caused. Therefore, the charges generated between the X-ray detection elements XD can be reliably collected, and as a result, a decrease in the sensitivity of the X-ray flat panel detector 5 can be suppressed.
[0068]
In addition, since the sensitivity unevenness due to the X-ray incident history is compensated, ghosting can be prevented, and image quality can be improved.
[0069]
One of the plurality of X-ray detection elements XD provided in the X-ray flat panel detector 5 may output an abnormally high output signal or output an abnormally low output signal. In such a case, it is preferable to determine that the X-ray detection element XD has failed, and to interpolate using the surrounding X-ray detection element XD.
[0070]
The quality judgment of the X-ray detection element XD is based on the light output signal B _n What should be done is based on (i, j). That is, the data processing unit 17 outputs the light output signal B _n (I, j) and a predetermined value B _min Or predetermined value B _max Is determined by comparing with. If the value falls below or exceeds these values, it is determined to be defective. Then, the imaging output signal A of the X-ray detection element XD _n In place of (i, j), the interpolation photographing output signal CA obtained using the interpolation equation shown in the following equation (2) _n (I, j) is adopted.
[0071]
(Equation 2)

[0072]
Although the above equation (2) is interpolated from the surrounding four elements, it may be interpolated from elements below or above.
[0073]
Further, in the above-described embodiment, in addition to compensating for the sensitivity decrease by the trap charge, the sensitivity unevenness generated according to the X-ray irradiation history is corrected, but the process of correcting the sensitivity unevenness is omitted. May be.
[0074]
The present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be modified as follows.
[0075]
(1) The light generator 7 may be provided on the back side of the X-ray flat panel detector 5 as shown in FIG. In such a case, the X-ray conversion layer 25 is irradiated with light through the detection array layer 27 made of a light transmitting material such as a glass substrate. According to this configuration, attenuation of X-rays during X-ray irradiation can be prevented, and unnecessary exposure to the subject M can be prevented.
[0076]
(2) In addition to visible light, infrared light and ultraviolet light can be used as light emitted from the light generator 7.
[0077]
(3) The light generator 7 preferably uniformly irradiates the X-ray flat panel detector 5 with light, but a point light source such as a light emitting diode may be used instead. Alternatively, a plurality of point light sources may be provided to simulate surface light emission.
[0078]
(4) In the light generator 7, the light source main body 43 and the light diffusion film 47 are configured separately, but an integrated configuration using an EL (electroluminescence) panel or the like may be adopted.
[0079]
(5) In addition to the above-described imaging device using X-rays, the present invention can be implemented by an imaging device using radiation such as γ-rays. Further, the present invention can be applied to not only a medical imaging device but also an industrial nondestructive inspection device.
[0080]
【The invention's effect】
As is apparent from the above description, according to the present invention, when light is emitted from the light generator to the radiation imaging sensor, trap charges are generated between the adjacent radiation detection elements, and the trap charge is generated between the adjacent radiation detection elements. Such a bent internal electric field is generated. Therefore, the charges generated between the radiation detection elements can be collected without fail, and as a result, a decrease in sensitivity can be suppressed.
[0081]
Further, the arithmetic means using the light output can compensate for the sensitivity unevenness of the radiation imaging sensor according to the intensity of the incident radiation, and can suppress ghosting.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an X-ray imaging apparatus.
FIG. 2 is a block diagram showing a configuration including peripheral circuits of an X-ray flat panel detector.
FIG. 3 is a longitudinal sectional view showing a layer structure of an X-ray flat panel detector.
FIG. 4 is a longitudinal sectional view showing a schematic configuration and an arrangement of a light generator.
FIG. 5 is a flowchart for explaining an imaging operation;
FIG. 6 is a schematic diagram for explaining a trap charge generated by light irradiation.
FIG. 7 is a longitudinal sectional view showing different arrangement positions of the light generator.
[Explanation of symbols]
1 ... top plate
3 X-ray tube (radiation generator)
5 X-ray flat panel detector (radiation imaging sensor)
7 Light generator
8 ... shooting control unit
9 Irradiation control unit
XD ... X-ray detection element (radiation detection element)
25 ... X-ray conversion layer
27… Detection array layer
29 ... Pixel electrode
C1 ... condenser
31 ... Surface electrode
A ₀ (I, j) ... reference output signal
B ₀ (I, j) ... reference light output signal
B _n (I, j) ... optical output signal
A _n (I, j) ... shooting output signal

Claims

Radiation comprising: a radiation imaging sensor in which a plurality of radiation detection elements that output electric charges in accordance with incident radiation are arranged; and a radiation generator that is arranged to face the radiation imaging sensor so that a subject image is projected. In the imaging apparatus, a light generator is provided at a position where the radiation imaging sensor can be irradiated with light, and the light generator irradiates the radiation imaging sensor with light.

The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein the light generator emits light in a planar manner.

3. The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein the radiation detection element is mainly made of any one of Se, PbI ₂ , HgI ₂ , CdTe, and CdZnTe. 4.

4. The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein the light generator is disposed on a front side of the radiation imaging sensor corresponding to a subject.

4. The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein the light generator is disposed on a rear surface of the radiation imaging sensor opposite to a subject. .

The radiation imaging apparatus according to any one of claims 1 to 5, wherein a signal output from the radiation imaging sensor when the light generator irradiates light to the radiation imaging sensor before photographing a subject. A signal output from the radiation imaging sensor when the light generator irradiates light to the radiation imaging sensor immediately before or immediately after imaging of the subject as a reference light output signal. When a signal output from the radiation imaging sensor is used as an imaging output signal at the time of imaging to irradiate light, the image processing apparatus further includes an arithmetic unit that corrects the imaging output signal based on the reference light output signal and the optical output signal. A radiation imaging apparatus characterized in that:

7. The radiation imaging apparatus according to claim 6, wherein the arithmetic unit performs an addition, subtraction, multiplication, and division operation including an operation of multiplying each of the imaging output signals by a ratio between the light output signal and the reference light output signal. Characteristic radiation imaging device.

7. The radiation imaging apparatus according to claim 6, wherein the calculation unit determines whether each radiation detection element is good or bad based on the light output signal before performing the correction, and determines that the radiation detection element is defective if the radiation detection element is determined to be defective. A radiation imaging apparatus, wherein an imaging output signal of a detection element is obtained by interpolation based on an imaging output signal of a radiation detection element located therearound, and this is replaced with an imaging output signal of the radiation detection element.