【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線を用いて被検体の撮像を行う撮像装置及び方法に関し、検出素子を駆動して信号を読み出して処理する技術に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
例えば、特開平６−３４２０９９の示されるようにＸ線のデジタル撮像装置として近年いわゆるフラットパネルセンサが台頭してきている。これらのセンサは従来のフィルムを使用した撮影システムに置き変わる可能性を秘めておりＸ画像を直接デジタル化したデータを出力することから今後の広範囲に渡る展開が期待されている。
【０００３】
こうしたフラットパネルセンサは主にアモルファス系シリコンを用いるものが多く撮影面積の大型化や高精細化が求められるのと同時に高感度化や高ＳＮが求められている。
【０００４】
しかしながら、近年の医療機器、情報機器、携帯電話などは病院内でさまざまな外来性ノイズを発生し周囲に電磁界ノイズを漏洩している。
【０００５】
中でも、撮影室、あるいはその近傍に配置されているインバータ式Ｘ線発生装置からは、強力な高周波の漏洩磁界が漏洩しているものがある。撮影室の大きさまたレイアウトの制限などから、こうした装置に近接してフラットパネルセンサを配置しなくてはならない場合、外来性ノイズによりフラットパネルセンサがその影響を受け撮影した画像にノイズが重畳し、画質が劣化してしまう問題が発生している。
【０００６】
ただし、問題となるのは、フラットパネルセンサの撮影用に使用するＸ線発生装置ではなく、例えば隣接したＸ線室の別のＸ線発生装置である。
【０００７】
外来性ノイズが画質に影響を与えるのは、センサピクセルにチャージされた電荷がアンプに転送される画像を読み出すときのタイミングである。自室のＸ線発生器は、Ｘ線を発生する際に、数十ＫＨｚの交流磁界を爆射時間中（おおよその目安として０．３Ｓ）漏洩するが、読み出すタイミングにはすでに爆射は終わっているため問題は発生しない。外来性ノイズがセンサピクセルに蓄積される電荷に影響を与えることはなく、電荷がアンプに転送されるとき、隣室のＸ線発生装置がＸ線を発生していた場合、その転送経路に対して外来性ノイズが重畳することによる。
【０００８】
隣室のＸ線発生器とフラットパネルセンサが壁越しに設置された場合など、壁を突き抜けて漏洩してきてしまい対策は困難を極める。
【０００９】
フラットパネルセンサに対して影響を及ぼす、外来性ノイズとしては機器からの放射性ノイズ、伝導性ノイズが挙げられる。伝導性ノイズに関しては電源系のフィルタ強化等により比較的容易に対策することが可能であるが、放射性ノイズは空間に放射される電磁界ノイズでありフラットパネルにさまざまな角度から直接入射してくるためその対策は容易ではない。なかでも磁界ノイズからのシールド対策は一般的にも難しい。
【００１０】
フラットパネル全体は金属製の筐体あるいはモールド筐体に電磁シールドを施したもので覆われており基本的に電磁シールドがなされた構造になっている。こうした構造から薄い金属箔でもシールド効果が得られる電界性のノイズに対しては充分な効果がありＥＭＣ試験をクリアするものとなっている。しかし、強力な交流磁界に対してのシールド効果は低い。これは、磁界シールドは基本的にフラットパネルセンサ及び周辺回路を、磁気シールド効果の高い筐体で密閉することで効果を高めることが可能となるが、Ｘ線入射面に外来性ノイズ防御用シールド材（Ｘ線が透過するアルミ等）などを配置することはＸ線透過率が低下して高感度化を妨げるので難しい。このため、Ｘ線入射面から入ってくるノイズを防ぐことには限界がある。
【００１１】
交流磁界が漏洩している機器側の対策として、シールド材でできる限り覆うことがあるが、このような対策である程度は低減化できるものの、扱う信号レベルが大変に低い本発明のような装置の場合、低減化した漏洩磁界でも、センサパネル及びアンプＩＣを含めた信号検出系回路に電磁誘導を引き起こして画像上のノイズとなって影響を及ぼすことになる。特に撮影部がノイズ発生源に近接してくると相互間の空間距離が短くなるため影響はますます増大することになる。
【００１２】
こうした交流磁界ノイズが重畳した場合、画像上には、ラインノイズが周期的に現れてくる。これは信号ラインをサンプルホールドする際に、外来の交流磁界による、誘導ノイズが信号上に重畳し、このノイズとの位相関係が、ラインごとで順次ずれて行くために所定の周波数のビートとして画像上のラインノイズとして出現してしまうためである。
【００１３】
ラインノイズは撮影画像上に重畳されるため、画像品質を著しく低下させてしまい、医療用画像の場合は特に誤診などを引き起こすことにもつながるため大きな問題となる。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、上記の問題に鑑み、高感度化を妨げることなく外来性ノイズガあった場合においても安定した画像を提供することが可能なＸ線撮像装置を提供することを目的としたものである。
【００１５】
【課題を解決するための手段】
本発明の目的はＸ線フラットパネルセンサ手段と、前記フラットパネルセンサ手段を駆動する駆動手段と、前記フラットパネルセンサ手段からの信号を読み出す手段と、外来性電磁波ノイズ検出手段とを少なくとも有するＸ線画像撮影装置であって、前記駆動手段は、前記Ｘ線フラットパネルセンサ手段からのデータ読み出しを行う際、前記外来性電磁波ノイズ検出手段により外来ノイズが検出されている場合はその出力がＯＦＦになるまで前記Ｘ線フラットパネルセンサ手段からのデータ読み出しを遅らせることを特徴とするＸ線デジタル撮影システムによって達成される。
【００１６】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して、本発明の実施の形態を詳細に説明する。
【００１７】
（第１の実施形態）
図１は、本発明の一実施形態を示すＸ線撮像システムの構成を示すブロック図である。
【００１８】
ここで、１０はＸ線室、１２はＸ線制御室、１４は診断室である。
【００１９】
Ｘ線制御室１２には、本Ｘ線撮像システムの全体的な動作を制御するシステム制御器２０が配置される。Ｘ線曝射要求ＳＷ、タッチパネル、マウス、キーボード、ジョイスティック及びフットスイッチなどからなる操作者インターフェース２２は、操作者２１が種々の指令をシステム制御器２０に入力するのに使用される。操作者２１の指示内容は、例えば、撮影条件（静止画／動画、Ｘ線管電圧、管電流及びＸ線照射時間など）、撮影タイミング、画像処理条件、被検者ＩＤ及び取込み画像の処理方法などがある。撮像制御器２４は、Ｘ線室１０に置かれるＸ線撮像系を制御し、画像処理器２６はＸ線室１０のＸ線撮像系による画像を画像処理する。画像処理器２６における画像処理は、例えば、画像データの補正、空間フィルタリング、リカーシブ処理、階調処理、散乱線補正及びダイナミックレンジ（ＤＲ）圧縮処理などである。
【００２０】
２８は、画像処理器２６により処理された基本画像データを記憶する大容量高速の記憶装置であり、例えば、（ＲＡＩＤ）等のハードディスクアレーからなる。３０は映像を表示するモニタディスプレイ（以下、モニタと略す。）、３２はモニタ３０を制御して種々の文字及び画像を表示させる表示制御器、３４は、大容量の外部記憶装置（例えば、光磁気ディスク）、３６はＸ線制御室１２と診断室１４とを接続し、Ｘ線室１０での撮影画像などを診断室１４の装置に転送するＬＡＮボードである。
【００２１】
Ｘ線室１０には、Ｘ線を発生するＸ線発生器４０が置かれる。Ｘ線発生器４０は、Ｘ線を発生するＸ線管球４２、撮像制御器２４により制御されてＸ線管球４２を駆動する高圧発生源４４、及びＸ線管球４２により発生されたＸ線ビームを所望の撮像領域に絞り込むＸ線絞り４６からなる。撮影用寝台４８上に被検体としての患者５０が横たわる。撮影用寝台４８は、撮像制御器２４からの制御信号に従って駆動され、Ｘ線発生器４０からのＸ線ビームに対する患者の向きを変更できる。撮影用寝台４８の下には、被検体５０及び撮影用寝台４８を透過したＸ線ビームを検出するＸ線検出器５２が配置されている。
【００２２】
Ｘ線検出器５２は、グリッド５４、シンチレータ５６、光検出器アレー５８及びＸ線露光量モニタ６０の積層体と、光検出器アレー５８を駆動する駆動器６２とからなる。グリッド５４は、被検体５０を透過することによって生じるＸ線散乱の影響を低減するために設けられている。グリッド５４はＸ線低吸収部材と高吸収部材とからなり、例えば、ＡｌとＰｂのストライプ構造からなる。光検出器アレー５８とグリッド５４との格子比の関係によりモアレが生じていることがないように、Ｘ線照射時には、Ｘ線検出器５２は、撮像制御器２４からの設定に基づいて駆動器６２の制御信号に従いグリッド５４を振動させる。
【００２３】
シンチレータ５６では、エネルギーの高いＸ線によって蛍光体の母体物質が励起（吸収）され、その再結合エネルギーにより可視領域の蛍光が発生する。即ち、Ｘ線を可視光に変換する。
【００２４】
その蛍光はＣａＷｏ４やＣｄＷｏ４などの母体自身によるものや、ＣｓＩ：Ｔ１やＺｎＳ：Ａｇなどの母体内に付加された発光中心物質によるものがある。光検出器アレー５８は、シンチレータ５６による可視光を電気信号に変換する。
【００２５】
Ｘ線露光量モニタ６０は、Ｘ線透過量を監視する目的で配置される。Ｘ線露光量モニタ６０としては、結晶シリコンの受光素子などを用いて直接Ｘ線を検出しても良いし、シンチレータ５６による蛍光を検出してもよい。この実施形態では、Ｘ線露光量モニタ６０は、光検出器アレー５８の基板裏面に成膜されたアモルファスシリコン受光素子からなり、光検出器アレー５８を透過した過視光（Ｘ線量に比例する。）を検知して、その光量情報を撮像制御器２４に伝達する。撮像制御器２４は、Ｘ線露光量モニタ６０からの情報に基づいて高圧発生電源４０を制御し、Ｘ線量を調節する。
【００２６】
駆動器６２は、撮像制御器２４の制御下で光検出器アレー５８を駆動し、各画素から信号を読み出す。なお、光検出器アレー５８及び駆動器６２の動作については、後で詳細に説明する。
【００２７】
ＤＣ／ＤＣ電源６５は、ＡＣ／ＤＣ電源８０１からのＤＣ電圧をＸ線検出器５２内の各回路に所定の電圧を供給するＤＣ／ＤＣ電源である。
【００２８】
外来電磁界検出器６６は、外来性電磁界、特に交流磁界を検出する。
【００２９】
この磁界を検出する方法として、ループコイル、ホール素子などがあげられる。
【００３０】
磁界がどの方向からきても検出できるように、三軸方向にセンサを配置して検出する。
【００３１】
なお、フラットパネルセンサの磁界に対しての耐性に方向性がある場合は、磁界の検出軸を限定することは当然可能である。また、検出方法としては、光検出器アレーのダミー部を磁界検出器としてもいい。
【００３２】
ループコイルはＸ線検出器内に近接して内蔵される。なお発信源が特定されている場合、発信源に近接して配置することも可能である。具体的な一例としては、隣接したＸ線撮影室内にあるＸ線発生装置（特にインバータ式）から漏洩磁界が発生する場合、その近傍に配置することも可能である。
【００３３】
また、発信源からノイズを発生するタイミング信号が出ている場合ではその信号を利用することも可能である。
【００３４】
ノイズ判別手段６７は前記外来電磁界検出器６６からの信号を受けて、増幅しローパスフィルタなどで帯域を制限し直流電圧に変換後、予め定められた所定値を上回った場合に、外来ノイズを検出したことを駆動器６２へ出力する。
【００３５】
ＡＣ／ＤＣ電源８０１は、商用ＡＣ電源ラインより、所定のＤＣ電圧に変換するＸ線撮影部外に設けられた電源である。
【００３６】
診断室１４には、ＬＡＮボード３６からの画像を画像処理したり、診断支援する画像処理端末７０やＬＡＮボード３６からの画像（動画像／静止画）を映像表示モニタ７２、イメージ・プリンタ７４及び画像データを格納するファイルサーバ７６が設けられている。
【００３７】
なお、システム制御器２０からの各機器に対する制御信号は、Ｘ線制御室１２内の操作者インターフェース２２、或いは、診断室１４内にある画像処理端末７０からの指示により発生可能である。
【００３８】
次に、システム制御器２０の基本的な動作を説明する。
【００３９】
システム制御器２０は、Ｘ線撮像系のシーケンスを制御する撮像制御器２４に、操作者２１の指示に基づいて撮影条件を指令し、撮像制御器２４は、その指令に基づき、Ｘ線発生器４０、撮影用寝台４８及びＸ線検出器５２を駆動して、Ｘ線像を撮影させる。Ｘ線検出器５２から出力されるＸ線画像信号は、画像処理器２６に供給され、操作者２１指定の画像処理を施されてモニタ３０に画像表示され、同時に、基本画像データとして記憶装置２８に格納される。システム制御器２０は更に、操作者２１の指示に基づいて、再画像処理とその結果の画像表示、ネットワーク上の装置への画像データの転送、保存、映像表示及びフィルム印刷等を実行する。
【００４０】
次に、信号の流れに従って、図１に示すシステムの基本的な動作を説明する。
【００４１】
Ｘ線発生器４０の高圧電圧源４４は、撮像制御器２４からの制御信号に従いＸ線管球４２にＸ線発生のための高圧を印加する。これにより、Ｘ線管球４２はＸ線ビームを発生する。発生されたＸ線ビームはＸ線絞り４６を介して被検体たる患者５０に照射される。Ｘ線絞り４６は、Ｘ線ビームを照射すべき位置に応じて撮像制御器２４により制御される。即ち、Ｘ線絞り４６は、撮像領域の変更に伴い、不必要なＸ線照射を行わないようにＸ線ビームを整形する。
【００４２】
Ｘ線発生器４０が出力するＸ線ビームは、Ｘ線透過性の撮影用寝台４８の上に横たわった被検体５０、及び撮影用寝台４８を透過してＸ線検出器５２に入射する。なお、撮影用寝台４８は、被検体の異なる部位又は方向でＸ線ビームが透過するように撮像制御器２４により制御される。
【００４３】
Ｘ線検出器５２のグリッド５４は、被検体５０を透過することによって生じるＸ線散乱の影響を低減する。撮像制御器２４は、光検出器アレー５８とグリッド５４との格子比の関係によりモアレが生じないように、Ｘ線照射時にグリッド５４を振動させる。シンチレータ５６では、エネルギーの高いＸ線によって蛍光体の母体物質が励起（Ｘ線を吸収）され、その際に発生する再結合エネルギーにより可視領域の蛍光を発生する。シンチレータ５６に隣接して配置された光検出器アレー５８は、シンチレータ５６で発生する蛍光を電気信号に変換する。即ち、シンチレータ５６がＸ線像を過視光像に変換し、光検出器アレー５８が過視光像を電気信号に変換する。Ｘ線露光量モニタ６０は、光検出器アレー５８を透過した過視光（Ｘ線量に比例）を検出し、その検出量情報を撮像制御器２４に供給する。撮像制御器２４は、このＸ線露光量情報に基づき高圧発生電源４４を制御して、Ｘ線を遮断又は調節する。駆動器６２は、撮像制御器２４の制御下で光検出器アレー５８を駆動し、各光検出器から画素信号を読み出す。なお、光検出器アレー５８と駆動器６２の詳細については、後述する。
【００４４】
Ｘ線検出器５２から出力される画素信号は、Ｘ線制御室１２内の画像処理器２６に印加される。Ｘ線室１０内はＸ線発生に伴うノイズが大きいため、Ｘ線検出器５２から画像処理器２６への信号伝送路は耐雑音性の高いものである必要があり、具体的には、高度の誤り訂正機能を具備するデジタル伝送系、差動ドライバによるシールド付きより対線あるいはまた光ファイバを用いることが望ましい。
【００４５】
画像処理器２６は、詳細は後述するが、システム制御器２０からの指令に基づき画像信号の表示形式を切り換えるが、その他には、画像信号の補正、空間フィルタリング及びリカーシブ処理などをリアルタイムで行い、階調処理、散乱線補正及びＤＲ圧縮処理などを実行できる。画像処理器２６により処理された画像は、モニタ３０の画面に表示される。
【００４６】
リアルタイム画像処理と同時に、画像補正のみを行なわれた画像情報（基本画像）は、記憶装置２８に保存される。また、操作者２１の指示に基づいて、記憶装置２８に格納される画像情報は、所定の規格（例えば、Ｉｍａｇｅ Ｓａｖｅ＆Ｃａｒｒｙ（ＩＳ＆Ｃ））を満たすように再構成された後に、外部記憶装置３４及びファイルサーバ７６内のハードディスクなどに格納される。
【００４７】
Ｘ線制御室１２の装置は、ＬＡＮボード３６を介してＬＡＮ（又はＷＡＮ）に接続する。
【００４８】
ＬＡＮには、複数のＸ線撮像システムを接続できることは勿論である。ＬＡＮボード３６は、所定のプロトコル（例えば、Ｄｉｇｉｔａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ Ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ（ＤＩＣＯＭ））に従って、画像データを出力する。ＬＡＮ（又はＷＡＮ）に接続されたモニタ７２の画面にＸ線画像を高解像静止画及び動画を表示することにより、Ｘ線撮影とほぼ同時に、医師によるリアルタイム遠隔診断が可能になる。
【００４９】
図２は、光検出器アレー５８の構成単位の等価回路の一例を示す回路図である。
【００５０】
１つの素子は、光検出部８０と電荷の蓄積及び読み取りを制御するスイッチング薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）８２とからなり、一般には、ガラス基板上にアモルファスシリコン（ａ−Ｓｉ）により形成される。光検出部８０は更に、光ダイオード８０ａとコンデンサ８０ｂの並列回路、及び、前記コンデンサ８０ｂと直列に接続されたコンデンサ８０ｃとからなる。また、光電効果による電荷を定電流源８１として記述している。コンデンサ８０ｂは光ダイオード８０ａの寄生容量でも、光ダイオード８０ａのダイナミックレンジを改善する追加的なコンデンサでもよい。光検出部８０の共通バイアス電極（以下、Ｄ電極）はバイアス配線Ｌｂを介してバイアス電源８４に接続する。光検出部８０のスイッチングＴＦＴ８２側電極（以下、Ｇ電極）は、スイッチングＴＦＴ８２を介してコンデンサ８６及び電荷読出し用プリアンプ８８に接続する。プリアンプ８８の入力はまた、リセット用スイッチ９０及び信号線バイアス電源９１を介してアースに接続する。
【００５１】
ここで、図３を用いて光検出部８０のデバイス動作について説明する。
【００５２】
図３（ａ）、（ｂ）はそれぞれ本実施形態のリフレッシュ及び光電変換モードの動作を示す光電変換素子のエネルギバンド図であり、各層の厚さ方向の状態を表している。３０１はＣｒで形成された下部電極（Ｇ電極）である。３０２は電子、ホール共に通過を阻止するＳｉＮで形成された絶縁層であり、その厚みはトンネル効果により電子、ホールが移動できないほどの厚さである５０ｎｍ以上に設定される。３０３は水素化アモルファスシリコンａ−Ｓｉの真性半導体ｉ層で形成された光電変換半導体層、３０４は光電変換半導体層３０３へのホールの注入を阻止するａ−Ｓｉのｎ層の注入阻止層、３０５はＡｌで形成される上部電極（Ｄ電極）である。本実施形態ではＤ電極はｎ層を完全には覆っていないがＤ電極とｎ層との間は電子の移動が自由に行われるためＤ電極とｎ層の電位は常に同電位であり以下の説明ではそれを前提としている。本光電変換素子にはＤ電極、Ｇ電極の電圧印加の仕方によりリフレッシュモードと光電変換モードとの２種類の動作がある。
【００５３】
図３（ａ）において、Ｄ電極はＧ電極に対して負の電位が与えられており、ｉ層３０３中の黒丸で示されたホールは電界によりＤ電極に導かれる。同時に白丸で示された電子はｉ層３０３に注入される。このとき一部のホールと電子はｎ層３０４，ｉ層３０３において再結合して消滅する。十分に長い時間この状態が続けばｉ層３０３内のホールはｉ層３０４から掃き出される。
【００５４】
この状態から光電変換モードの図３（ｂ）のようにするには、Ｄ電極にＧ電極に対して正の電位を与える。するとｉ層３０３中の電子は瞬時にＤ電極に導かれる。しかし、ホールはｎ層３０４が注入阻止層として働くためｉ層３０３に導かれる事はない。この状態でｉ層３０３に光が入射すると、光は吸収されて電子・ホール対が発生する。この電子は電界によりＤ電極に導かれ、ホールはｉ層３０３内を移動してｉ層３０３と絶縁層３０２との界面に達する。しかし、絶縁層３０２内には移動できないため、ｉ層３０３内の絶縁層３０２界面に移動するため、素子内の電気的中性を保つため電流がＧ電極から流れる。この電流は光により発生した電子・ホール対に対応するため、入射した光に比例する。ある期間、光電変換モードの図３（ｂ）の状態を保った後、再びリフレッシュモードの図３（ａ）の状態になると、ｉ層３０３に留まっていたホールは前述のようにＤ電極に導かれ、同時にこのホールに対応した電流が流れる。このホールの量は光電変換モード期間に入射した光の総量に対応する。この時、ｉ層３０３内に注入される電子の量に対応した電流も流れるが、この量はおよそ一定であるため差し引いて検出すればよい。つまり、本実施形態においての光電変換素子はリアルタイムに入射する光の量を出力すると同時に、ある期間に入射した光の総量も出力する事もできる。
【００５５】
しかしながら、何等かの理由により光電変換モードの期間が長くなったり、入射する光の照度が強い場合、光の入射があるにもかかわらず電流が流れない事がある。これは図３（ｃ）のように、ｉ層３０３内にホールが多数留まり、このホールのためｉ層３０３内のホールと再結合してしまうからである。この状態で光の入射の状態が変化すると、電流が不安定に流れる事もあるが、再びリフレッシュモードにすればｉ層３０３のホールは掃き出され次の光電変換モードでは再び光に比例した電流が流れる。
【００５６】
また、前述の説明において、リフレッシュモードでｉ層３０３内のホールを掃き出す場合、全てのホールを掃き出すのが理想であるが、一部のホールを引き出すだけでも効果は有り、前述と等しい電流が得られ、問題はない。つまり、次の光電変換モードでの検出機会において図３（ｃ）の状態になっていなければよく、リフレッシュモードでのＤ電極のＧ電極に対する電位、リフレッシュモードの期間及びｎ層３０４の注入阻止層の特性を決めればよい。また、更にリフレッシュモードにおいてｉ層３０３への電子の注入は必要条件ではなく、Ｄ電極のＧ電極に対する電位は負に限定されるものでもない。ホールが多数ｉ層３０３に留まっている場合には例えＤ電極のＧ電極に対する電位が上であってもｉ層３０３内の電界はホールをＤ電極に導く方向に加わるからである。ｎ層３０４の注入阻止層の特性も同様に電子をｉ層３０３に注入できる事が必要条件ではない。
【００５７】
図２に戻り、１画素の信号の読み出しについて述べる。
【００５８】
先ず、スイッチングＴＦＴ８２とリセット用スイッチ９０を一時的にオンにし、バイアス電源８４をリフレッシュモード時の電位に設定する。コンデンサ８０ｂ，８０ｃがリセットされた後に、バイアス電源８４を光電変換モード時の電位に設定し、スイッチングＴＦＴ８２とリセット用スイッチ９０を順次オフにする。一その後、Ｘ線を発生させて、被検体５０に曝射する。シンチレータ５４が被検体５０を透過してＸ線像を可視光線像に変換し、光ダイオード８０ａは、その可視光線像により導通状態になり、コンデンサ８０ｂの電荷を放電させる。スイッチングＴＦＴ８２をオンにして、コンデンサ８０ｂとコンデンサ８６を接続する。これにより、コンデンサ８０ｃの情報がコンデンサ８６にも伝達される。プリアンプ８８によりコンデンサ８６の蓄積電荷による電圧の増幅、もしくは点線で示されたコンデンサ８９により電荷−電圧変換され、外部に出力される。
【００５９】
図４は、光検出器アレー５８の構成単位の等価回路の別の一例を示す回路図である。
【００６０】
１つの素子は、光検出部８０と電荷の蓄積及び読み取りを制御するスイッチング薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）８２とからなり、一般には、ガラス基板上にアモルファスシリコン（ａ−Ｓｉ）により形成される。光検出部８０は更に、光ダイオード８０ａとコンデンサ８０ｂの並列回路からなり、光電効果による電荷を定電流源８１として記述している。コンデンサ８０ｂは光ダイオード８０ａの寄生容量でも、光ダイオード８０ａのダイナミックレンジを改善する追加的なコンデンサでもよい。光検出部８０（光ダイオード８０ａ）のカソードは共通電極（Ｄ電極）であるバイアス配線Ｌｂを介してバイアス電源８５に接続する。光検出部８０（光ダイオード８０ａ）のアノードは、ゲート電極（Ｇ電極）からスイッチングＴＦＴ８２を介してコンデンサ８６及び電荷読出し用プリアンプ８８に接続する。プリアンプ８８の入力はまた、リセット用スイッチ９０及び信号線バイアス電源９１を介してアースに接続する。
【００６１】
先ず、スイッチングＴＦＴ８２とリセット用スイッチ９０を一時的にオンにして、コンデンサ８０ｂをリセットし、スイッチングＴＦＴ８２とリセット用スイッチ９０をオフにする。その後、Ｘ線を発生させて、被検体５０に曝射する。シンチレータ５４が被検体５０を透過してＸ線像を可視光線像に変換し、光ダイオード８０ａは、その可視光線像により導通状態になり、コンデンサ８０ｂの電荷を放電させる。スイッチングＴＦＴ８２をオンにして、コンデンサ８０ｂとコンデンサ８６を接続する。これにより、コンデンサ８０ｂの放電量の情報がコンデンサ８６にも伝達される。プリアンプ８８によりコンデンサ８６の蓄積電荷による電圧の増幅、もしくは点線で示されたコンデンサ８９により電荷−電圧変換され、外部に出力される。
【００６２】
次に、図２、図４に示す光電変換素子を２次元に拡張して構成した場合の光電変換動作を説明する。図５は２次元配列の光電変換素子を具備する光検出器アレー５８の等価回路である。
【００６３】
２次元読み出し動作は前記２種類の等価回路において同様であるので、図５は、図４に示した等価回路を用いて示している。
【００６４】
光検出器アレー５８は、２０００×２０００〜４０００×４０００程度の画素から構成され、アレー面積は２００ｍｍ×２００ｍｍ〜５００ｍｍ×５００ｍｍ程度である。図３では、光検出器アレー５８は４０９６×４０９６の画素から構成され、アレー面積は４３０ｍｍ×４３０ｍｍである。従って、１画素のサイズは約１０５μｍ×１０５μｍである。横方向に配置した４０９６個の画素を１ブロックとし、４０９６個のブロックを縦方向に配置して、２次元構成としている。
【００６５】
図５では、４０９６×４０９６画素からなる光検出器アレーを１枚の基板で構成した例を示した。
【００６６】
図２、図４で説明したように、１つの画素は、１つの光検出部８０とスイッチングＴＦＴ８２とからなる。光電変換素子ＰＤ（１，１）〜（４０９６，４０９６）は光検出部８０に対応し、転送用スイッチＳＷ（１，１）〜（４０９６，４０９６）はスイッチングＴＦＴ８２に対応する。光電変換素子ＰＤ（ｍ，ｎ）のゲート電極（Ｇ電極）は、対応するスイッチＳＷ（ｍ，ｎ）を介してその列に対する共通の列信号線Ｌｃｍに接続する。例えば、第１列の光電変換素子ＰＤ（１，１）〜（４０９６，１）は、第１の列信号線Ｌｃ１に接続する。各光電変換素子ＰＤ（ｍ，ｎ）の共通電極（Ｄ電極）は全て、バイアス配線Ｌｂを介してバイアス電源８５に接続する。
【００６７】
同じ行のスイッチＳＷ（ｍ，ｎ）の制御端子は、共通の行選択線Ｌｒｎに接続する。例えば、第１行のスイッチＳＷ（１，１）〜（１，４０９６）は、行選択線Ｌｒ１に接続する。行選択線Ｌｒ１〜４０９６は、ラインセレクタ９２を介して撮像制御器２４に接続する。ラインセレクタ９２は、撮像制御器２４からの制御信号を解読し、どのラインの光電変換素子の信号電荷を読み出すべきかを決定するアドレスデコーダ９４と、アドレスデコ一ダ９４の出力に従って開閉される４０９６個のスイッチ素子９６から構成される。この構成により、任意のラインＬｒｎに接続するスイッチＳＷ（ｍ，ｎ）に接続する光電変換素子ＰＤ（ｍ，ｎ）の信号電荷を読み出すことができる。ラインセレクタ９２は、最も簡単な構成としては、単に液晶ディスプレイなどに用いられているシフトレジスタによって構成してもよい。
【００６８】
列信号線Ｌｃ１〜４０９６は、撮像制御器２４により制御される信号読出し回路１００に接続する。信号読出し回路１００で、１０２−１〜４０９６はリセット用スイッチであり、それぞれ列信号線Ｌｃ１〜４０９６をリセット基準電位１０１にリセットする。１０６−１〜４０９６は、それぞれ列信号線Ｌｃ１〜４０９６からの信号電位を増幅するプリアンプ、１０８−１〜４０９６はそれぞれプリアンプ、１０６−１〜４０９６の出力をサンプルホールドするサンプルホールド（Ｓ／Ｈ）回路１０８−１〜４０９６の出力を時間軸上で多重化するアナログ・マルチプレクサ、１１２はマルチプレクサ１１０のアナログ出力をデジタル化するＡ／Ｄ変換器である。Ａ／Ｄ変換器１１２の出力は画像処理器２６に供給される。
【００６９】
図５に示す光検出器アレーでは、４０９６×４０９６個の画素を列信号線Ｌｃ１〜４０９６により４０９６個の列に分け、１行あたりの４０９６画素の信号電荷を同時に読み出し、各列信号線Ｌｃ１〜４０９６、プリアンプ１０６−１〜４０９６及びＳ／Ｈ回路１０８−１〜４０９６を介してアナログ・マルチプレクサ１１０に転送し、ここで時間軸多重化して、順次、Ａ／Ｄ変換器１１２によりデジタル信号に変換する。
【００７０】
図３では、信号読出し回路１００が、１つのＡ／Ｄ変換器１１２のみを具備するように図示されているが、実際には複数の系統で同時にＡ／Ｄ変換を実行する。これは、アナログ信号帯域とＡ／Ｄ変換レートを不必要に大きくすることなく、画像信号の読み取り時間を短くすることが要求されるためである。信号電荷の蓄積時間とＡ／Ｄ変換時間とは密接な関係にある。高速にＡ／Ｄ変換を行うとアナログ回路の帯域が広くなり所望のＳ／Ｎを達成することが難しくなるので、通常は、Ａ／Ｄ変換速度を不必要に速くすることなく、画像信号の読み取り時間を短くすることが要求される。多くのＡ／Ｄ変換器でマルチプレクサ１１０の出力をＡ／Ｄ変換すればよいが、Ａ／Ｄ変換器の数を増せば、それだけコストが高くなる。よって、上述の点を考慮して適当な数のＡ／Ｄ変換器を用いる。
【００７１】
Ｘ線の照射時間はおよそ１０〜５００ｍｓｅｃであるので、全画面の取り込み時間あるいは電荷蓄積時間を１００ｍｓｅｃのオーダーあるいはやや短めにすることが適当である。
【００７２】
例えば、全画素を順次駆動して１００ｍｓｅｃで画像を取り込むためには、アナログ信号帯域を５０ＭＨｚ程度にし、例えば、１０ＭＨｚのサンプリングレートでＡ／Ｄ変換を行うと、最低でも４系統のＡ／Ｄ変換器が必要になる。本実施形態では、１６系統で同時にＡ／Ｄ変換を行う。１６系統のＡ／Ｄ変換器の出力はそれぞれに対応する１６系統の図示しないメモリ（ＦＩＦＯなど）に入力される。そのメモリを選択して切り替えることにより、連続した１ラインの走査線にあたる画像データが画像処理器２６に転送される。
【００７３】
図６はセンサ読み出しの概要タイミングチャートであり、図５と併せて１回のＸ線照射により静止画撮像を行う場合の二次元駆動について述べる。
【００７４】
６０１は、Ｘ線への曝射要求制御信号、６０２はＸ線の曝射状態、６０３はセンサ内電流源８１の電流、６０４は行選択線Ｌｒｎの制御状態、６０５はＡＤ変換器１１２へのアナログ入力をそれぞれ模式的に示している。
【００７５】
図２参照の等価回路センサでは、先ず、駆動器６２はバイアス配線をリフレッシュモード時のバイアス値Ｖｒにし、全ての列信号配線Ｌｃ１〜４０９６を、列信号配線Ｌｃの所期バイアス値に初期化するためにリセット基準電位１０１に接続し、全ての行選択配線Ｌｒ１〜４０９６に正電圧Ｖｇｈを印加する。すると、ＳＷ（１，１）〜（４０９６，４０９６）がオンし、全ての光電変換素子のＧ電極はＶｂｔに、Ｄ電極はＶｒにリフレッシュされる。
【００７６】
その後、駆動器６２はバイアス配線Ｌｂを光電変換時のバイアス値Ｖｓにし、全ての列信号配線Ｌｃ１〜４０９６をリセット基準電位１０１から開放にし、ＳＷ（１，１）〜（４０９６，４０９６）をオフするために全ての行選択配線Ｌｒ１〜４０９６に電圧Ｖｇ１を印加する。これにより、光電変換モードヘ移行する。
【００７７】
ここからは図２、図４参照のそれぞれの等価回路センサに共通の動作であるので、同時に説明を加える。バイアス配線を光電変換時のバイアス値Ｖｓのまま、全ての列信号配線Ｌｃをリセット基準電位１０１に接続し、列信号線をリセットする。その後、行選択配線Ｌｒ１に正電圧Ｖｇｈを印加し、ＳＷ（１，１）〜（１，４０９６）をオンし、第１列の光電変換素子のＧ電極をＶｂｔにリセットする。次に行選択配線Ｌｒ１を正電圧Ｖｇ１にしてＳＷ（１，１）〜（１，４０９６）をオフする。
【００７８】
行の選択を順次繰り返し、全ての画素のリセットを行い撮影準備が完了する。以上の動作は信号電荷の読み出し操作と同じであり、信号電荷を取り込むか否かの差しかないので、このリセット操作を以後「空読み」と呼ぶ。この空読み動作中で、行選択配線Ｌｒを全て同時にＶｇｈにする事は可能であるが、この場合では読み出し準備完了時に、信号配線電位がリセット電圧Ｖｂｔから大きくずれることなり、高Ｓ／Ｎの信号を得ることが難しい。また、前述の例では、行選択配線Ｌｒを１から４０９６ヘリセットしたが、撮像制御器２４の設定に基づいた駆動器６２の制御により任意の順番でリセットを行うことが可能である。
【００７９】
空読み動作を繰り返して、Ｘ線の曝射要求を待つ。
【００８０】
曝射要求が発生すると、画像取得準備のために、再度空読み動作を行いＸ線曝射に備える。画像取得準備が整った時に、撮像制御機２４の指示に従いＸ線が曝射される。
【００８１】
Ｘ線曝射後、光電変換素子８０の信号電荷を読み出す。まず、光電変換素子アレーのある行（例えばＬｒ１）に対する行選択配線ＬｒにＶｇｈを印加し、蓄積電荷信号を信号配線Ｌｃ１〜４０９６に出力する。列信号配線Ｌｃ１〜４０９６から１列ずつ４０９６画素分の信号を同時に読み出す。
【００８２】
次に、異なる行選択配線Ｌｒ（例えぱＬｒ２）にＶｇｈを印加し、蓄積電荷信号を信号配線Ｌｃ１〜４０９６に出力する。列信号配線Ｌｃ１〜４０９６から１列づつ４０９６画素分の信号を同時に読み出す。この動作を４０９６の列信号配線に順次繰り返す事により、すべての画像情報を読み出す。
【００８３】
前記動作中、各センサの電荷蓄積時間は、リセット動作が完了した時、即ち空読み時のＴＦＴ８２をオフしてから、次に電荷読み出しが行われるためにＴＦＴ８２がオンするまでの間である。従って、各行選択毎に蓄積時間及び時刻が異なる。
【００８４】
Ｘ線画像を読み出した後、補正用画像を取得する。これは、Ｘ線画像の補正に使用するためであり、高画質の画像を取得するために必要な補正データである。基本的な画像取得方法はＸ線を曝射しない点以外は同じである。電荷蓄積時間は、Ｘ線画像を読み出す際と、補正画像を読み出す際とで同じにする。
【００８５】
図７はＸ線検出器５２の撮像動作を含むタイミングチャートである。
【００８６】
図７を中心にＸ線検出器５２の動作について説明する。
【００８７】
７０１は操作者インターフェース２２に対する撮像要求信号、７０２は実Ｘ線曝射状態、７０３は操作者２１の指示に基づいた撮像制御器２４から駆動器６２への撮影要求信号、７０４はＸ秤検出器５２の撮影レディ信号、７０５はグリッド５４の駆動信号、７０６は外来ノイズ検出信号、７０７はＸ線検出器の駆動状態（特に光検出器アレー５８からの電荷読み出し動作）をそれぞれしている。７０８は画像データの転送状態や、画像処理や表示の状態を概念的に表している。
【００８８】
操作者２１からの検出器準備要求または撮影要求が有るまで、駆動器６２はパワー制御をオフ状態で待機する。具体的には、図５において行選択線Ｌｒ、列信号線Ｌｃ、バイアス配線Ｌｂの電位を図示しないスイッチにより同電位（特に信号ＧＮＤレベル）に保ち、光検出器アレー５８にバイアスを印加しない。更には、信号読出し回路１００、ラインセレクタ９２、バイアス電源８４または８５を含む電源を遮断することにより、前記行選択線Ｌｒ、列信号線Ｌｃ、バイアス配線Ｌｂの電位をＧＮＤ電位に保っても良い。
【００８９】
操作者２１の操作者インターフェース２２に対する撮影準備の要求指示（７０１：１ｓｔＳＷ）により、撮像制御器２４はＸ線発生器４０を撮影レディ状態に遷移させるとともに、Ｘ線検出器５２に対して撮影準備状態へ移行させる指示を出す。指示を受けた駆動器６２は光検出器アレー５８にバイアスを印加するとともに、（リフレッシュ及び）空読みＦｉを繰り返す。要求指示は、例えば、Ｘ線発生装置への曝射要求ＳＷの１ｓｔスイッチ（通常は管球のロータアップなどが開始される。）や、Ｘ線検出器５２が撮影準備のために所定時間（数秒以上）を要する場合などは、Ｘ線検出器５２の準備を開始するための指示である。
【００９０】
この場合、操作者２１が、Ｘ線検出器５２に対すじで意識的に撮影準備の要求指示を出さなくても良い。即ち、操作者インターフェース２２に対して、患者情報、撮影情報などが入力されたことをもって、撮像制御機２４は検出器準備の要求指示と解釈して、Ｘ線検出器５２を検出器準備状態へ移行させても良い。
【００９１】
検出器準備状態では、光電変換モードにおいて、空読み後、光検出部８０に暗電流が徐々に蓄積されてコンデンサ８０ｂ（ｃ）が飽和状態で保持されることを避けるため、（リフレッシュＲ及び）空読みＦｉを所定間隔で繰り返す。この操作者２１からの撮影準備要求が有りながら実際のＸ線曝射要求が発生していない期間に行う駆動、即ち、検出器準備状態に行う空読みＦｉを所定時間間隔Ｔ１で繰り返す駆動を以後「アイドリング駆動」と呼び、アイドリング駆動を行っている検出器準備状態の期間を「アイドリング駆動期間」と呼ぶ。このアイドリング駆動期間は、どの程度続くかが実使用上、未定義のため、光検出器アレー５８（特にＴＦＴ８２）に負荷のかかる読み出し動作は極力少なくするためにＴ１は通常の撮影動作時よりも長く設定し、通常の読み出し駆動ＦｒよりもＴＦＴ８２のオン時間の短いアイドリング専用空読み駆動Ｆｉを行う。また、リフレッシュＲ動作が必要なセンサの場合には、空読みＦｉ数回に対して１回リフレッシュＲ動作を行うようにする。
【００９２】
次に、Ｘ線検出器５２を中心としたＸ線画像取得について述べる。
【００９３】
Ｘ線検出器５２のＸ線画像取得時の駆動は大きく二つの画像取得からなる。７０７に示した通り、１つはＸ線画像取得駆動であり、残りは補正用暗画像取得駆動である。それぞれの駆動は概ね同じであり、Ｘ線曝射が行われる動作が有るか否かが主な違いである。更にそれぞれの駆動とも、撮像準備シーケンス、電荷蓄積（曝射ウィンドウ）、画像読み出しの３つの部分から構成される。
【００９４】
以下、順を追ってＸ線画像取得について述べる。
【００９５】
操作者２１から操作者インターフェース２２に対す撮影要求指示（７０１：２ｎｄＳＷ）により、撮像制御器２４はＸ線発生器４０とＸ線検出器５２との同期を取りながら撮影動作を制御する。撮影要求指示（７０１：２ｎｄＳＷ）に従いＸ線曝射要求信号７０３に示すタイミングでＸ線検出器に対し、撮像要求信号をアサートする。駆動器は撮像要求信号に呼応して撮像駆動状態７０７に示すように所定の撮像準備シーケンス駆動を行う。具体的には、リフレッシュが必要な場合はリフレッシュを行い、そして、撮像シーケンスのための専用空読みＦＰを所定回数及び電荷蓄積状態専用空読みＦｐｆを行って電荷蓄積状態（撮像ウィンドウ：Ｔ４）に遷移する。
【００９６】
その際、撮像シーケンスのための空読みＦｐの回数及び時間間隔丁２は、撮像制御機２４から撮像要求に先んじて予め設定された値に基づいて行う。これは操作者２１の要求により操作性重視なのか画質重視なのか、または撮像部位により自動的に最適な駆動を選択して切り替える。曝射要求から撮影準備完了までの期間（Ｔ３）は所用時間が短いことが実使用上要求されるので、そのために撮像準備シーケンス専用空読みＦｐを行う。さらに、アイドリング駆動のいかなる状態からも曝射要求が発生した場合は、即時撮像準備シーケンス駆動に入ることにより曝射要求から撮影準備完了までの期問（Ｔ３）を短くすることにより、操作性の向上を図る。
【００９７】
さて、駆動器６２は検出器アレー５８の撮像準備を行うのと同期して、グリッド５４を移動させ始める。これは実Ｘ線曝射７０２に同期してグリッドを最適な移動状態で撮像を行うためである。この場合も、駆動器６２は撮像制御器により設定された、最適グリッド移動開始タイミング、最適グリッド移動速度で動作する。
【００９８】
Ｘ線検出器５２の撮像準備が整った時点で、駆動器６２は撮像制御器２４に対し、Ｘ線検出器レディ信号７０４を返し、撮像制御器２４はこの信号の遷移を元にして、Ｘ線発生要求信号７０２としてＸ線発生器４ｑにアサートする。Ｘ線発生器４０は、Ｘ線発生要求信号７０２が与えられている間、Ｘ線を発生する。所定Ｘ線量を発生したら撮像制御器２４はＸ線発生要求信号７０２をネゲートするとともにＸ線撮像要求信号７０３をネゲートすることによりＸ線検出器５２へ画像取得タイミングを通知する。
【００９９】
このタイミングを元にして駆動器６２は直ちにグリッド５４を静止するとともに、このとき外来ノイズ信号がきているか否かを、外来電磁界検出手段６６の出力を、ノイズ判別器６７介してノイズか否かを判別した出力により判断する。
【０１００】
外来ノイズが検出された場合、駆動器６２は信号読み出しを開始せず、外来ノイズ信号がＯＦＦとなるまでの間待機する。外来ノイズ信号がＯＦＦとなると、駆動器６２はそれまで待機状態だった信号読出し回路１００の動作を開始させる。グリッド５４静止時間及び信号読み出し回路１００の安定のための所定ウェイト時間後、駆動器６２に基づいてＸ線検出器アレー５８から画像データを読み出して画像処理器２６に生画像を取得する処理が完了すると駆動器６２は読み出し回路１００を再び待機状態に遷移させる。
【０１０１】
引き続き、Ｘ線検出器５２は補正画像を取得する。即ち、先の撮像のための撮像シーケンスを繰り返し、Ｘ線照射の無い暗画像を取得し、画像処理器２６に補正用暗画像を転送する。この場合も同様に、駆動器６２は、信号読み出しを行う前に、外来ノイズ信号を確認し、もし外来ノイズが検出されている場合は、その信号がＯＦＦとなるまで待機し、ＯＦＦ後に読み出しを行う。
【０１０２】
この時、撮像シーケンスは撮影の度にＸ線曝射時間など若干異なる可能性が有るが、それも含めて全く同じ撮影シーケンスを再現して略画像を取得することにより、より高画質な画像が得られる。但し、グリッド５４の動作はこの限りでなく、略画像取得時には振動の影響を抑えるために静止させておくようにしてもよい。この場合、ほぼ画像を取得した後、画質に影響しない所定のタイミングでグリッド５４の初期化動作を行う。
【０１０３】
図８は画像処理器２６の画像データの流れを示している。８０１はデータパスを選択するマルチプレクサ、８０２及び８０３はそれぞれＸ線画像用及び略画像用フレームメモリ、８０４はオフセット補正回路、８０５はゲイン補正データ用フレームメモリ、８０６はゲイン補正用回路、８０７は欠陥補正回路、８０８はその他の画像処理回路を代表してそれぞれ現している。
【０１０４】
図７でＸ線画像取得フレームＦｒｘｏフレームで取得されたＸ線画像が、マルチプレクサ８０１を経由してＸ線画像用フレームメモリ８０２に記憶され、続いて補正画像取得フレームＦｒｎｏフレームで取得された補正画像が、同様にマルチプレクサ８０１を経由して暗画像用フレームメモリ８０３に記憶される。
【０１０５】
ほぼ画像の記憶完了から、オフセット補正回路８０４によりオフセット補正（例えばＦｒｘｏ−Ｆｒｎｏ）が行われ、引き続き予め取得されゲイン補正用フレームメモリに記憶してあるゲイン補正用データＦｇを用いて、ゲイン補正回路８０６がゲイン補正（例えば、（Ｆｒｘｏ−Ｆｒｎｏ）／Ｆｇ）を行う。引き続き欠陥補正回路８０７に転送されたデータは、不感画素や複数パネルで構成されたＸ線検出器５２のつなぎ日部などに違和感を生じないように画像を連続的に補間して、Ｘ線検出器５２に由来するセンサ依存の補正処理を完了する。更に、その他の画像処理回路８０８にて、一般的な画像処理、例えば、階調処理、周波数処理、強調処理などの処理を施した後、表示制御機３２に処理済データを転送して、モニタ３０に撮影画像を表示する。
【０１０６】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば隣室に設置されたＸ線発生装置等から単発的な外来性ノイズがあった場合でも、外来性ノイズを読み出す際に確認することで、センサの読み出しタイミングをノイズがなくなる時点までずらして読み出し、外来性ノイズが重畳しないの適正なＸ線画像を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】Ｘ線撮像システムの概要を示す模式図である。
【図２】第１の光検出部の等価回路を示す回路図である。
【図３】第１の光検出部のエネルギバンドを示す特性図である。
【図４】第２の光検出部の等価回路を示す回路図である。
【図５】光検出器アレーの構成例を示す模式図である。
【図６】光検出器アレーの駆動概念を示すタイミングチャートである。
【図７】第１の実施形態のＸ線撮像システムのタイミングチャートである。
【図８】取得画像の処理を示すフローブロック図である。
【符号の説明】
１０ Ｘ線室
１２ Ｘ線制御室
１４ 診断室
２０ システム制御器
２１ 操作者
２４ 撮像制御器
２６ 画像処理器
３０ モニタ
４０ Ｘ線発生器
４８ 撮影用寝台
５０ 患者
５２ Ｘ線検出器
５４ グリッド
５８ 光検出器アレー
６２ 駆動器
８０ 光検出部
８２ スイッチング薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）
８４ バイアス電源
８５ バイアス電源
９２ ラインセレクタ
１００ 信号読出し回路[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an imaging apparatus and method for imaging a subject using radiation, and relates to a technique for reading and processing a signal by driving a detection element.
[0002]
[Prior art]
For example, as disclosed in JP-A-6-342099, a so-called flat panel sensor has recently emerged as an X-ray digital imaging apparatus. These sensors have the potential to replace conventional imaging systems that use film, and are expected to expand over a wide range in the future because they directly output digitized X images.
[0003]
Many of such flat panel sensors use amorphous silicon, and a large photographing area and high definition are demanded. At the same time, high sensitivity and high SN are demanded.
[0004]
However, recent medical devices, information devices, mobile phones, and the like generate various external noises in hospitals and leak electromagnetic field noise to the surroundings.
[0005]
Among them, some of the inverter type X-ray generators arranged in the imaging room or in the vicinity thereof leak a strong high-frequency leakage magnetic field. When a flat panel sensor must be placed close to such a device due to the size of the shooting room or layout restrictions, the external noise affects the flat panel sensor and noise is superimposed on the captured image. There is a problem that the image quality deteriorates.
[0006]
However, what is a problem is not an X-ray generator used for imaging of a flat panel sensor, but another X-ray generator in an adjacent X-ray room, for example.
[0007]
The external noise affects the image quality at the time of reading an image in which the charge charged in the sensor pixel is transferred to the amplifier. The X-ray generator in the room leaks an AC magnetic field of several tens of KHz during the blasting time (approximately 0.3S as a rough guide) when generating X-rays, but the blasting is already over at the read timing. Because there is no problem. The extraneous noise does not affect the charge accumulated in the sensor pixel, and when the charge is transferred to the amplifier, if the X-ray generator in the adjacent room is generating X-rays, This is due to superimposition of extraneous noise.
[0008]
When the X-ray generator and the flat panel sensor in the adjacent room are installed over the wall, the leakage through the wall is extremely difficult.
[0009]
Exogenous noise that affects the flat panel sensor includes radioactive noise from equipment and conductive noise. Although it is possible to take measures against conductive noise relatively easily by strengthening the filter of the power supply system, etc., radiated noise is electromagnetic noise radiated into the space and directly enters the flat panel from various angles. Therefore, the countermeasure is not easy. In particular, it is generally difficult to shield against magnetic field noise.
[0010]
The entire flat panel is covered with a metal casing or a molded casing with an electromagnetic shield, and basically has a structure with an electromagnetic shield. With such a structure, even a thin metal foil has a sufficient effect on electric field noise that can provide a shielding effect, and clears the EMC test. However, the shielding effect against a strong alternating magnetic field is low. This is because the magnetic field shield can be effectively enhanced by sealing the flat panel sensor and the peripheral circuit with a casing having a high magnetic shielding effect. It is difficult to dispose a material (such as aluminum through which X-rays pass) because the X-ray transmittance is reduced and high sensitivity is prevented. For this reason, there is a limit in preventing noise entering from the X-ray incident surface.
[0011]
As a countermeasure on the device side where the AC magnetic field is leaking, it is possible to cover as much as possible with a shielding material, but although such a countermeasure can be reduced to some extent, the signal level to be handled is very low. In this case, even a reduced leakage magnetic field causes electromagnetic induction in the signal detection system circuit including the sensor panel and the amplifier IC, thereby affecting noise on the image. In particular, when the photographing unit comes close to the noise generation source, the influence is further increased because the spatial distance between them is shortened.
[0012]
When such AC magnetic field noise is superimposed, line noise appears periodically on the image. This is because when the signal line is sampled and held, the induced noise due to the external AC magnetic field is superimposed on the signal, and the phase relationship with this noise is shifted sequentially for each line, so that the image is a beat of a predetermined frequency. This is because it appears as the upper line noise.
[0013]
Since line noise is superimposed on the captured image, the image quality is remarkably deteriorated, and in the case of a medical image, it causes a misdiagnosis in particular, which is a serious problem.
[0014]
[Problems to be solved by the invention]
The present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to provide an X-ray imaging apparatus capable of providing a stable image even when there is an exogenous noise without disturbing high sensitivity. .
[0015]
[Means for Solving the Problems]
An object of the present invention is an X-ray having at least X-ray flat panel sensor means, driving means for driving the flat panel sensor means, means for reading a signal from the flat panel sensor means, and external electromagnetic noise detection means. In the image capturing apparatus, when the external noise is detected by the external electromagnetic noise detection means when the drive means reads out data from the X-ray flat panel sensor means, the output is turned off. This is achieved by an X-ray digital imaging system characterized by delaying data reading from the X-ray flat panel sensor means.
[0016]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
[0017]
(First embodiment)
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an X-ray imaging system showing an embodiment of the present invention.
[0018]
Here, 10 is an X-ray room, 12 is an X-ray control room, and 14 is a diagnostic room.
[0019]
In the X-ray control room 12, a system controller 20 that controls the overall operation of the X-ray imaging system is disposed. An operator interface 22 including an X-ray exposure request SW, a touch panel, a mouse, a keyboard, a joystick, a foot switch, and the like is used by the operator 21 to input various commands to the system controller 20. The instruction contents of the operator 21 include, for example, imaging conditions (still image / moving image, X-ray tube voltage, tube current, X-ray irradiation time, etc.), imaging timing, image processing conditions, subject ID, and captured image processing method. and so on. The imaging controller 24 controls an X-ray imaging system placed in the X-ray chamber 10, and the image processor 26 performs image processing on an image by the X-ray imaging system in the X-ray chamber 10. The image processing in the image processor 26 includes, for example, image data correction, spatial filtering, recursive processing, gradation processing, scattered ray correction, dynamic range (DR) compression processing, and the like.
[0020]
Reference numeral 28 denotes a large-capacity high-speed storage device that stores basic image data processed by the image processor 26, and includes, for example, a hard disk array such as (RAID). Reference numeral 30 denotes a monitor display (hereinafter abbreviated as a monitor) for displaying video, 32 a display controller for controlling the monitor 30 to display various characters and images, and 34 a large-capacity external storage device (for example, an optical storage device). A magnetic disk 36 is a LAN board that connects the X-ray control room 12 and the diagnostic room 14 and transfers images taken in the X-ray room 10 to an apparatus in the diagnostic room 14.
[0021]
An X-ray generator 40 that generates X-rays is placed in the X-ray chamber 10. The X-ray generator 40 includes an X-ray tube 42 that generates X-rays, a high-pressure generation source 44 that is controlled by the imaging controller 24 to drive the X-ray tube 42, and an X-ray generated by the X-ray tube 42. It comprises an X-ray stop 46 that narrows the line beam to a desired imaging area. A patient 50 as a subject lies on the imaging bed 48. The imaging bed 48 is driven according to a control signal from the imaging controller 24 and can change the orientation of the patient with respect to the X-ray beam from the X-ray generator 40. An X-ray detector 52 that detects an X-ray beam transmitted through the subject 50 and the imaging bed 48 is disposed under the imaging bed 48.
[0022]
The X-ray detector 52 includes a stacked body of a grid 54, a scintillator 56, a photodetector array 58, and an X-ray exposure monitor 60, and a driver 62 that drives the photodetector array 58. The grid 54 is provided to reduce the influence of X-ray scattering caused by passing through the subject 50. The grid 54 is composed of an X-ray low absorption member and a high absorption member, and has, for example, a stripe structure of Al and Pb. At the time of X-ray irradiation, the X-ray detector 52 is driven based on the setting from the imaging controller 24 so that moire does not occur due to the relationship of the grating ratio between the photodetector array 58 and the grid 54. The grid 54 is vibrated according to the control signal 62.
[0023]
In the scintillator 56, the host material of the phosphor is excited (absorbed) by high-energy X-rays, and fluorescence in the visible region is generated by the recombination energy. That is, X-rays are converted into visible light.
[0024]
Its fluorescence is CaWo 4 And CdWo 4 Or by a luminescent center substance added to the mother body such as CsI: T1 or ZnS: Ag. The photodetector array 58 converts visible light from the scintillator 56 into an electrical signal.
[0025]
The X-ray exposure monitor 60 is arranged for the purpose of monitoring the X-ray transmission amount. The X-ray exposure monitor 60 may detect X-rays directly using a crystalline silicon light receiving element or the like, or may detect fluorescence by the scintillator 56. In this embodiment, the X-ray exposure monitor 60 is composed of an amorphous silicon light-receiving element formed on the back surface of the photodetector array 58, and is oversight light (proportional to the X-ray dose) transmitted through the photodetector array 58. .) Is transmitted to the imaging controller 24. The imaging controller 24 controls the high-voltage generating power source 40 based on information from the X-ray exposure monitor 60 to adjust the X-ray dose.
[0026]
The driver 62 drives the photodetector array 58 under the control of the imaging controller 24 and reads a signal from each pixel. The operations of the photodetector array 58 and the driver 62 will be described later in detail.
[0027]
The DC / DC power supply 65 is a DC / DC power supply that supplies a DC voltage from the AC / DC power supply 801 to each circuit in the X-ray detector 52.
[0028]
The external electromagnetic field detector 66 detects an external electromagnetic field, particularly an alternating magnetic field.
[0029]
As a method for detecting this magnetic field, a loop coil, a Hall element, and the like can be given.
[0030]
In order to detect the magnetic field from any direction, it is detected by arranging sensors in three axial directions.
[0031]
If the flat panel sensor has directivity in the magnetic field resistance, it is naturally possible to limit the detection axis of the magnetic field. As a detection method, the dummy portion of the photodetector array may be a magnetic field detector.
[0032]
The loop coil is built in close proximity to the X-ray detector. In addition, when the transmission source is specified, it is also possible to arrange it close to the transmission source. As a specific example, when a leakage magnetic field is generated from an X-ray generator (especially an inverter type) in an adjacent X-ray imaging room, it can be arranged in the vicinity thereof.
[0033]
In addition, when a timing signal that generates noise is output from the transmission source, the signal can be used.
[0034]
The noise discriminating means 67 receives the signal from the external electromagnetic field detector 66, amplifies it, limits the band with a low-pass filter or the like, converts it to a DC voltage, and then converts the external noise when it exceeds a predetermined value. The detection is output to the driver 62.
[0035]
The AC / DC power source 801 is a power source provided outside the X-ray imaging unit that converts the AC voltage into a predetermined DC voltage from a commercial AC power source line.
[0036]
In the diagnosis room 14, an image from the LAN board 36 is image-processed, and an image (moving image / still image) from the image processing terminal 70 or the LAN board 36 that supports diagnosis is displayed on the video display monitor 72, A file server 76 for storing image data is provided.
[0037]
Control signals for each device from the system controller 20 can be generated by an instruction from the operator interface 22 in the X-ray control room 12 or the image processing terminal 70 in the diagnosis room 14.
[0038]
Next, the basic operation of the system controller 20 will be described.
[0039]
The system controller 20 commands an imaging condition based on an instruction from the operator 21 to the imaging controller 24 that controls the sequence of the X-ray imaging system, and the imaging controller 24 generates an X-ray generator based on the command. 40. The imaging bed 48 and the X-ray detector 52 are driven to take an X-ray image. The X-ray image signal output from the X-ray detector 52 is supplied to the image processor 26, subjected to image processing designated by the operator 21 and displayed on the monitor 30, and at the same time, the storage device 28 as basic image data. Stored in The system controller 20 further executes re-image processing and the resulting image display, transfer of image data to a device on the network, storage, video display, film printing, and the like based on an instruction from the operator 21.
[0040]
Next, the basic operation of the system shown in FIG. 1 will be described according to the signal flow.
[0041]
The high voltage source 44 of the X-ray generator 40 applies a high voltage for X-ray generation to the X-ray tube 42 in accordance with a control signal from the imaging controller 24. Thereby, the X-ray tube 42 generates an X-ray beam. The generated X-ray beam is irradiated to a patient 50 as a subject through an X-ray stop 46. The X-ray diaphragm 46 is controlled by the imaging controller 24 according to the position where the X-ray beam is to be irradiated. That is, the X-ray diaphragm 46 shapes the X-ray beam so that unnecessary X-ray irradiation is not performed with the change of the imaging region.
[0042]
The X-ray beam output from the X-ray generator 40 passes through the subject 50 lying on the X-ray transmissive imaging bed 48 and the imaging bed 48 and enters the X-ray detector 52. The imaging bed 48 is controlled by the imaging controller 24 so that the X-ray beam is transmitted through different parts or directions of the subject.
[0043]
The grid 54 of the X-ray detector 52 reduces the influence of X-ray scattering caused by passing through the subject 50. The imaging controller 24 vibrates the grid 54 during X-ray irradiation so that moire does not occur due to the relationship of the lattice ratio between the photodetector array 58 and the grid 54. In the scintillator 56, the host substance of the phosphor is excited (absorbs X-rays) by high-energy X-rays, and fluorescence in the visible region is generated by recombination energy generated at that time. The photodetector array 58 disposed adjacent to the scintillator 56 converts the fluorescence generated by the scintillator 56 into an electrical signal. That is, the scintillator 56 converts the X-ray image into a hyperopic light image, and the photodetector array 58 converts the hyperopic light image into an electrical signal. The X-ray exposure monitor 60 detects the oversight light (proportional to the X-ray dose) transmitted through the photodetector array 58 and supplies the detected amount information to the imaging controller 24. The imaging controller 24 controls the high voltage generating power supply 44 based on the X-ray exposure amount information to block or adjust the X-rays. The driver 62 drives the photodetector array 58 under the control of the imaging controller 24, and reads pixel signals from each photodetector. Details of the photodetector array 58 and the driver 62 will be described later.
[0044]
The pixel signal output from the X-ray detector 52 is applied to the image processor 26 in the X-ray control room 12. Since the X-ray chamber 10 has a large amount of noise associated with the generation of X-rays, the signal transmission path from the X-ray detector 52 to the image processor 26 needs to have a high noise resistance. It is preferable to use a digital transmission system having an error correction function, a twisted pair shielded by a differential driver, or an optical fiber.
[0045]
Although the details will be described later, the image processor 26 switches the display format of the image signal based on a command from the system controller 20, but in addition, it performs correction of the image signal, spatial filtering, recursive processing, etc. in real time, Gradation processing, scattered radiation correction, DR compression processing, etc. can be executed. The image processed by the image processor 26 is displayed on the screen of the monitor 30.
[0046]
Simultaneously with the real-time image processing, image information (basic image) subjected to only image correction is stored in the storage device 28. Also, based on an instruction from the operator 21, the image information stored in the storage device 28 is reconfigured to satisfy a predetermined standard (for example, Image Save & Carry (IS & C)), and then the external storage device 34 and the file are stored. It is stored in a hard disk or the like in the server 76.
[0047]
The apparatus in the X-ray control room 12 is connected to a LAN (or WAN) via the LAN board 36.
[0048]
Of course, a plurality of X-ray imaging systems can be connected to the LAN. The LAN board 36 outputs image data according to a predetermined protocol (for example, Digital Imaging and Communications in Medicine (DICOM)). By displaying a high-resolution still image and a moving image of the X-ray image on the screen of the monitor 72 connected to the LAN (or WAN), a real-time remote diagnosis by a doctor becomes possible almost simultaneously with the X-ray imaging.
[0049]
FIG. 2 is a circuit diagram showing an example of an equivalent circuit of the structural unit of the photodetector array 58.
[0050]
One element includes a light detection unit 80 and a switching thin film transistor (TFT) 82 that controls charge accumulation and reading, and is generally formed of amorphous silicon (a-Si) on a glass substrate. The light detection unit 80 further includes a parallel circuit of a photodiode 80a and a capacitor 80b, and a capacitor 80c connected in series with the capacitor 80b. In addition, a charge due to the photoelectric effect is described as a constant current source 81. Capacitor 80b may be a parasitic capacitance of photodiode 80a or an additional capacitor that improves the dynamic range of photodiode 80a. The common bias electrode (hereinafter referred to as D electrode) of the light detection unit 80 is connected to the bias power supply 84 via the bias wiring Lb. The switching TFT 82 side electrode (hereinafter referred to as G electrode) of the light detection unit 80 is connected to the capacitor 86 and the charge readout preamplifier 88 via the switching TFT 82. The input of the preamplifier 88 is also connected to ground via a reset switch 90 and a signal line bias power supply 91.
[0051]
Here, the device operation of the light detection unit 80 will be described with reference to FIG.
[0052]
FIGS. 3A and 3B are energy band diagrams of the photoelectric conversion element showing the refresh and photoelectric conversion mode operations of the present embodiment, respectively, and show the state of each layer in the thickness direction. Reference numeral 301 denotes a lower electrode (G electrode) made of Cr. Reference numeral 302 denotes an insulating layer formed of SiN that blocks the passage of both electrons and holes, and the thickness thereof is set to 50 nm or more, which is a thickness that prevents electrons and holes from moving due to the tunnel effect. 303 is a photoelectric conversion semiconductor layer formed of an intrinsic semiconductor i layer of hydrogenated amorphous silicon a-Si, 304 is an n-layer injection blocking layer of a-Si that blocks hole injection into the photoelectric conversion semiconductor layer 303, 305 Is an upper electrode (D electrode) made of Al. In this embodiment, the D electrode does not completely cover the n layer. However, since electrons move freely between the D electrode and the n layer, the potentials of the D electrode and the n layer are always the same. The explanation assumes that. This photoelectric conversion element has two types of operations, a refresh mode and a photoelectric conversion mode, depending on how the voltages of the D electrode and G electrode are applied.
[0053]
In FIG. 3A, a negative potential is applied to the D electrode with respect to the G electrode, and holes indicated by black circles in the i layer 303 are guided to the D electrode by an electric field. At the same time, electrons indicated by white circles are injected into the i layer 303. At this time, some holes and electrons recombine in the n layer 304 and the i layer 303 and disappear. If this state continues for a sufficiently long time, the holes in the i layer 303 are swept from the i layer 304.
[0054]
In order to change from this state to the photoelectric conversion mode as shown in FIG. 3B, a positive potential is applied to the D electrode with respect to the G electrode. Then, the electrons in the i layer 303 are instantaneously guided to the D electrode. However, the holes are not guided to the i layer 303 because the n layer 304 serves as an injection blocking layer. When light enters the i layer 303 in this state, the light is absorbed and an electron / hole pair is generated. The electrons are guided to the D electrode by the electric field, and the holes move in the i layer 303 and reach the interface between the i layer 303 and the insulating layer 302. However, since it cannot move into the insulating layer 302, it moves to the interface of the insulating layer 302 in the i layer 303, so that a current flows from the G electrode in order to maintain electrical neutrality in the element. Since this current corresponds to the electron-hole pair generated by light, it is proportional to the incident light. After maintaining the state of FIG. 3B in the photoelectric conversion mode for a certain period and then entering the state of FIG. 3A in the refresh mode again, the holes remaining in the i layer 303 are led to the D electrode as described above. At the same time, a current corresponding to this hole flows. The amount of holes corresponds to the total amount of light incident during the photoelectric conversion mode period. At this time, a current corresponding to the amount of electrons injected into the i layer 303 also flows, but since this amount is approximately constant, it may be detected by subtracting. That is, the photoelectric conversion element in this embodiment can output the total amount of light incident in a certain period at the same time as outputting the amount of light incident in real time.
[0055]
However, when the period of the photoelectric conversion mode becomes long for some reason or when the illuminance of incident light is strong, current may not flow even though light is incident. This is because, as shown in FIG. 3C, a large number of holes remain in the i layer 303 and recombine with the holes in the i layer 303 due to the holes. If the light incident state changes in this state, the current may flow in an unstable manner. However, if the refresh mode is set again, the holes in the i layer 303 are swept out, and in the next photoelectric conversion mode, the current is proportional to the light again. Flows.
[0056]
In the above description, when sweeping out the holes in the i layer 303 in the refresh mode, it is ideal to sweep out all the holes, but it is effective to pull out only some of the holes. There is no problem. In other words, it is sufficient that the detection opportunity in the next photoelectric conversion mode is not in the state shown in FIG. 3C. The potential of the D electrode with respect to the G electrode in the refresh mode, the period of the refresh mode, and the injection blocking layer of the n layer 304 What is necessary is just to decide the characteristic. Further, in the refresh mode, injection of electrons into the i layer 303 is not a necessary condition, and the potential of the D electrode with respect to the G electrode is not limited to negative. This is because when many holes remain in the i layer 303, even if the potential of the D electrode with respect to the G electrode is high, the electric field in the i layer 303 is applied in the direction in which the holes are guided to the D electrode. Similarly, the characteristics of the injection blocking layer of the n layer 304 are not required to be able to inject electrons into the i layer 303.
[0057]
Returning to FIG. 2, reading of a signal of one pixel will be described.
[0058]
First, the switching TFT 82 and the reset switch 90 are temporarily turned on, and the bias power supply 84 is set to the potential in the refresh mode. After the capacitors 80b and 80c are reset, the bias power supply 84 is set to the potential in the photoelectric conversion mode, and the switching TFT 82 and the reset switch 90 are sequentially turned off. After that, X-rays are generated and exposed to the subject 50. The scintillator 54 transmits the subject 50 and converts the X-ray image into a visible light image, and the photodiode 80a becomes conductive by the visible light image, and discharges the electric charge of the capacitor 80b. The switching TFT 82 is turned on, and the capacitor 80b and the capacitor 86 are connected. Thereby, the information of the capacitor 80 c is also transmitted to the capacitor 86. The preamplifier 88 amplifies the voltage due to the accumulated charge in the capacitor 86, or the charge-voltage conversion is performed by the capacitor 89 indicated by the dotted line, and is output to the outside.
[0059]
FIG. 4 is a circuit diagram showing another example of an equivalent circuit of the structural unit of the photodetector array 58.
[0060]
One element includes a light detection unit 80 and a switching thin film transistor (TFT) 82 that controls charge accumulation and reading, and is generally formed of amorphous silicon (a-Si) on a glass substrate. The light detection unit 80 further includes a parallel circuit of a photodiode 80a and a capacitor 80b, and charges due to the photoelectric effect are described as a constant current source 81. Capacitor 80b may be a parasitic capacitance of photodiode 80a or an additional capacitor that improves the dynamic range of photodiode 80a. The cathode of the light detection unit 80 (photodiode 80a) is connected to a bias power supply 85 via a bias wiring Lb which is a common electrode (D electrode). The anode of the light detection unit 80 (photodiode 80a) is connected from the gate electrode (G electrode) to the capacitor 86 and the charge readout preamplifier 88 via the switching TFT 82. The input of the preamplifier 88 is also connected to ground via a reset switch 90 and a signal line bias power supply 91.
[0061]
First, the switching TFT 82 and the reset switch 90 are temporarily turned on, the capacitor 80b is reset, and the switching TFT 82 and the reset switch 90 are turned off. Thereafter, X-rays are generated and exposed to the subject 50. The scintillator 54 transmits the subject 50 and converts the X-ray image into a visible light image, and the photodiode 80a becomes conductive by the visible light image, and discharges the electric charge of the capacitor 80b. The switching TFT 82 is turned on, and the capacitor 80b and the capacitor 86 are connected. As a result, information on the discharge amount of the capacitor 80 b is also transmitted to the capacitor 86. The preamplifier 88 amplifies the voltage due to the accumulated charge in the capacitor 86, or the charge-voltage conversion is performed by the capacitor 89 indicated by the dotted line, and is output to the outside.
[0062]
Next, a photoelectric conversion operation in the case where the photoelectric conversion element shown in FIGS. 2 and 4 is extended in two dimensions will be described. FIG. 5 is an equivalent circuit of a photodetector array 58 having a two-dimensional array of photoelectric conversion elements.
[0063]
Since the two-dimensional readout operation is the same in the two types of equivalent circuits, FIG. 5 is shown using the equivalent circuit shown in FIG.
[0064]
The photodetector array 58 includes pixels of about 2000 × 2000 to 4000 × 4000, and the array area is about 200 mm × 200 mm to 500 mm × 500 mm. In FIG. 3, the photodetector array 58 is composed of 4096 × 4096 pixels, and the array area is 430 mm × 430 mm. Accordingly, the size of one pixel is about 105 μm × 105 μm. 4096 pixels arranged in the horizontal direction constitute one block, and 4096 blocks are arranged in the vertical direction to form a two-dimensional configuration.
[0065]
FIG. 5 shows an example in which a photodetector array composed of 4096 × 4096 pixels is configured by a single substrate.
[0066]
As described with reference to FIGS. 2 and 4, one pixel includes one light detection unit 80 and a switching TFT 82. The photoelectric conversion elements PD (1, 1) to (4096, 4096) correspond to the light detection unit 80, and the transfer switches SW (1, 1) to (4096, 4096) correspond to the switching TFT 82. The gate electrode (G electrode) of the photoelectric conversion element PD (m, n) is connected to the common column signal line Lcm for the column via the corresponding switch SW (m, n). For example, the photoelectric conversion elements PD (1, 1) to (4096, 1) in the first column are connected to the first column signal line Lc1. All the common electrodes (D electrodes) of the respective photoelectric conversion elements PD (m, n) are connected to the bias power supply 85 through the bias wiring Lb.
[0067]
The control terminals of the switches SW (m, n) in the same row are connected to a common row selection line Lrn. For example, the switches SW (1, 1) to (1,4096) in the first row are connected to the row selection line Lr1. The row selection lines Lr1 to 4096 are connected to the imaging controller 24 via the line selector 92. The line selector 92 decodes the control signal from the imaging controller 24, and opens and closes 4096 according to the output of the address decoder 94 and the address decoder 94 that determine which line of the photoelectric conversion element the signal charge should be read out. The switch element 96 is comprised. With this configuration, the signal charge of the photoelectric conversion element PD (m, n) connected to the switch SW (m, n) connected to the arbitrary line Lrn can be read. As the simplest configuration, the line selector 92 may be configured simply by a shift register used in a liquid crystal display or the like.
[0068]
The column signal lines Lc1 to 4096 are connected to the signal readout circuit 100 controlled by the imaging controller 24. In the signal readout circuit 100, reference numerals 102-1 to 4096 denote reset switches, which reset the column signal lines Lc1 to 4096 to the reset reference potential 101, respectively. 106-1 to 4096 are preamplifiers for amplifying signal potentials from the column signal lines Lc1 to 4096, 108-1 to 4096 are preamplifiers, and sample-and-holds (S / H) for sample-holding the outputs of 106-1 to 4096 are provided. An analog multiplexer 112 multiplexes outputs of the circuits 108-1 to 4096 on the time axis, and an A / D converter 112 digitizes the analog output of the multiplexer 110. The output of the A / D converter 112 is supplied to the image processor 26.
[0069]
In the photodetector array shown in FIG. 5, 4096 × 4096 pixels are divided into 4096 columns by column signal lines Lc1 to 4096, and signal charges of 4096 pixels per row are read out simultaneously, and each column signal line Lc1 to Lc1 is read. 4096, preamplifiers 106-1 to 4096 and S / H circuits 108-1 to 4096 are transferred to the analog multiplexer 110, where they are time-axis multiplexed, and are sequentially converted into digital signals by the A / D converter 112. To do.
[0070]
In FIG. 3, the signal readout circuit 100 is illustrated as including only one A / D converter 112, but in reality, A / D conversion is simultaneously performed in a plurality of systems. This is because it is required to shorten the reading time of the image signal without unnecessarily increasing the analog signal band and the A / D conversion rate. The signal charge accumulation time and the A / D conversion time are closely related. If A / D conversion is performed at a high speed, the bandwidth of the analog circuit becomes wide and it becomes difficult to achieve a desired S / N. Therefore, it is usually necessary to increase the A / D conversion speed unnecessarily without increasing the image signal. It is required to shorten the reading time. The output of the multiplexer 110 may be A / D converted by many A / D converters, but the cost increases as the number of A / D converters increases. Therefore, an appropriate number of A / D converters are used in consideration of the above points.
[0071]
Since the X-ray irradiation time is about 10 to 500 msec, it is appropriate to make the full screen capture time or charge accumulation time on the order of 100 msec or slightly shorter.
[0072]
For example, in order to sequentially drive all the pixels and capture an image in 100 msec, the analog signal band is set to about 50 MHz. For example, when A / D conversion is performed at a sampling rate of 10 MHz, at least four systems of A / D conversion are performed. A container is required. In this embodiment, A / D conversion is simultaneously performed in 16 systems. The outputs of the 16 A / D converters are input to corresponding 16 memory (not shown) such as FIFO. By selecting and switching the memory, image data corresponding to one continuous scanning line is transferred to the image processor 26.
[0073]
FIG. 6 is a schematic timing chart of sensor readout. A description will be given of two-dimensional driving in the case where still image capturing is performed by one X-ray irradiation in conjunction with FIG.
[0074]
601 is an X-ray exposure request control signal, 602 is an X-ray exposure state, 603 is a current of the current source 81 in the sensor, 604 is a control state of the row selection line Lrn, and 605 is a signal to the AD converter 112. Each analog input is schematically shown.
[0075]
In the equivalent circuit sensor shown in FIG. 2, first, the driver 62 sets the bias wiring to the bias value Vr in the refresh mode, and initializes all the column signal wirings Lc1 to 4096 to the intended bias values of the column signal wiring Lc. Therefore, the positive reference voltage 101 is connected to the reset reference potential 101 and the positive voltage Vgh is applied to all the row selection wirings Lr1 to 4096. Then, SW (1, 1) to (4096, 4096) are turned on, and the G electrodes of all the photoelectric conversion elements are refreshed to Vbt and the D electrodes are refreshed to Vr.
[0076]
Thereafter, the driver 62 sets the bias wiring Lb to the bias value Vs at the time of photoelectric conversion, opens all the column signal wirings Lc1 to 4096 from the reset reference potential 101, and turns off SW (1, 1) to (4096, 4096). Therefore, the voltage Vg1 is applied to all the row selection wirings Lr1 to 4096. Thereby, it shifts to the photoelectric conversion mode.
[0077]
Since the operation is common to the equivalent circuit sensors shown in FIGS. 2 and 4 from here, a description will be added at the same time. All the column signal lines Lc are connected to the reset reference potential 101 while the bias lines remain at the bias value Vs at the time of photoelectric conversion, and the column signal lines are reset. Thereafter, a positive voltage Vgh is applied to the row selection wiring Lr1, SW (1,1) to (1,4096) are turned on, and the G electrode of the photoelectric conversion element in the first column is reset to Vbt. Next, the row selection wiring Lr1 is set to the positive voltage Vg1, and SW (1,1) to (1,4096) are turned off.
[0078]
Row selection is repeated in sequence, and all pixels are reset to complete preparation for shooting. The above operation is the same as the signal charge reading operation, and there is no difference whether or not the signal charge is taken in. Therefore, this reset operation is hereinafter referred to as “empty reading”. During this idle reading operation, it is possible to set all the row selection lines Lr to Vgh at the same time. However, in this case, when the read preparation is completed, the signal line potential greatly deviates from the reset voltage Vbt. It is difficult to get a signal. In the above-described example, the row selection wiring Lr is reset from 1 to 4096. However, the row selection wiring Lr can be reset in any order by the control of the driver 62 based on the setting of the imaging controller 24.
[0079]
The idle reading operation is repeated to wait for an X-ray exposure request.
[0080]
When an exposure request is generated, an idle reading operation is performed again in preparation for image acquisition to prepare for X-ray exposure. When preparation for image acquisition is complete, X-rays are emitted according to instructions from the imaging controller 24.
[0081]
After the X-ray exposure, the signal charge of the photoelectric conversion element 80 is read out. First, Vgh is applied to the row selection wiring Lr for a certain row (for example, Lr1) of the photoelectric conversion element array, and the accumulated charge signal is output to the signal wirings Lc1 to 4096. Signals for 4096 pixels are read simultaneously from the column signal wirings Lc1 to 4096, one column at a time.
[0082]
Next, Vgh is applied to different row selection lines Lr (eg, Lr2), and the accumulated charge signal is output to the signal lines Lc1 to 4096. Signals for 4096 pixels per column are simultaneously read from the column signal wirings Lc1 to 4096. By sequentially repeating this operation for 4096 column signal wirings, all image information is read out.
[0083]
During the operation, the charge accumulation time of each sensor is from the time when the reset operation is completed, that is, from the time when the TFT 82 at the time of idle reading is turned off to the time when the TFT 82 is turned on for the next charge reading. Therefore, the accumulation time and time differ for each row selection.
[0084]
After reading out the X-ray image, a correction image is acquired. This is correction data necessary for acquiring a high-quality image because it is used for correcting an X-ray image. The basic image acquisition method is the same except that X-rays are not exposed. The charge accumulation time is the same when reading the X-ray image and when reading the correction image.
[0085]
FIG. 7 is a timing chart including the imaging operation of the X-ray detector 52.
[0086]
The operation of the X-ray detector 52 will be described with reference to FIG.
[0087]
701 is an imaging request signal for the operator interface 22, 702 is an actual X-ray exposure state, 703 is an imaging request signal from the imaging controller 24 to the driver 62 based on an instruction from the operator 21, and 704 is an X scale detector. 52, an imaging ready signal, 705, a driving signal for the grid 54, 706, an external noise detection signal, and 707, a driving state of the X-ray detector (especially, a charge reading operation from the photodetector array 58). Reference numeral 708 conceptually represents a transfer state of image data and a state of image processing or display.
[0088]
Until there is a detector preparation request or an imaging request from the operator 21, the driver 62 stands by in a power control off state. Specifically, in FIG. 5, the potentials of the row selection line Lr, the column signal line Lc, and the bias wiring Lb are kept at the same potential (particularly the signal GND level) by a switch (not shown), and no bias is applied to the photodetector array 58. Furthermore, the potential of the row selection line Lr, the column signal line Lc, and the bias wiring Lb may be maintained at the GND potential by cutting off the power including the signal readout circuit 100, the line selector 92, and the bias power source 84 or 85. .
[0089]
In response to an imaging preparation request instruction (701: 1stSW) to the operator interface 22 of the operator 21, the imaging controller 24 shifts the X-ray generator 40 to the imaging ready state and prepares the X-ray detector 52 for imaging preparation. Give instructions to transition to the state. Upon receiving the instruction, the driver 62 applies a bias to the photodetector array 58 and repeats (refreshing) and idle reading Fi. The request instruction is, for example, a 1st switch of an exposure request SW to the X-ray generator (usually the tube rotor is started up) or the X-ray detector 52 is set for a predetermined time (in preparation for imaging). When several seconds or more are required, it is an instruction for starting preparation of the X-ray detector 52.
[0090]
In this case, the operator 21 does not need to consciously issue an imaging preparation request instruction to the X-ray detector 52. That is, when patient information, radiographing information, and the like are input to the operator interface 22, the imaging controller 24 interprets this as a detector preparation request instruction, and puts the X-ray detector 52 into the detector preparation state. May be migrated.
[0091]
In the detector ready state, in the photoelectric conversion mode, after the idle reading, a dark current is gradually accumulated in the light detection unit 80 to avoid the capacitor 80b (c) being held in a saturated state (refresh R and). The idle reading Fi is repeated at a predetermined interval. The drive that is performed during a period when there is an imaging preparation request from the operator 21 but no actual X-ray exposure request is generated, that is, the driving that repeats the idle reading Fi performed in the detector preparation state at a predetermined time interval T1. This is called “idling driving”, and the period of the detector preparation state in which idling driving is performed is called “idling driving period”. How long this idling drive period lasts is undefined for practical use. Therefore, in order to minimize the reading operation that puts a load on the photodetector array 58 (particularly, the TFT 82), T1 is lower than that during the normal photographing operation. The idling-dedicated idle reading drive Fi, which is set longer and the on-time of the TFT 82 is shorter than the normal reading drive Fr, is performed. In the case of a sensor that requires a refresh R operation, the refresh R operation is performed once for several idle reading Fi.
[0092]
Next, X-ray image acquisition centering on the X-ray detector 52 will be described.
[0093]
The driving of the X-ray detector 52 at the time of X-ray image acquisition mainly includes two image acquisition. As shown in 707, one is X-ray image acquisition driving, and the rest is correction dark image acquisition driving. Each drive is generally the same, and the main difference is whether or not there is an operation for performing X-ray exposure. Further, each drive is composed of three parts: an imaging preparation sequence, charge accumulation (exposure window), and image readout.
[0094]
Hereinafter, X-ray image acquisition will be described in order.
[0095]
In response to an imaging request instruction (701: 2ndSW) from the operator 21 to the operator interface 22, the imaging controller 24 controls the imaging operation while synchronizing the X-ray generator 40 and the X-ray detector 52. In accordance with the imaging request instruction (701: 2ndSW), the imaging request signal is asserted to the X-ray detector at the timing indicated by the X-ray exposure request signal 703. In response to the imaging request signal, the driver performs a predetermined imaging preparation sequence drive as indicated by an imaging driving state 707. Specifically, when refresh is necessary, refresh is performed, and the dedicated empty reading FP for the imaging sequence is performed a predetermined number of times and the charge accumulation state dedicated empty reading Fpf is performed to enter the charge accumulation state (imaging window: T4). Transition.
[0096]
At this time, the number of idle readings Fp for the imaging sequence and the time interval 2 are performed based on values set in advance from the imaging controller 24 prior to the imaging request. According to the request of the operator 21, whether operability is important or image quality is important, or the optimum driving is automatically selected and switched depending on the imaging part. In the period (T3) from the exposure request to the completion of imaging preparation, it is required for practical use that the required time is short, and for this purpose, the imaging preparation sequence dedicated idle reading Fp is performed. Furthermore, when an exposure request is generated from any state of idling drive, the period (T3) from the exposure request to the completion of imaging preparation is shortened by entering the immediate imaging preparation sequence drive, thereby improving operability. Improve.
[0097]
Now, the driver 62 starts to move the grid 54 in synchronism with the preparation of the detector array 58 for imaging. This is because the grid is imaged in an optimal movement state in synchronization with the actual X-ray exposure 702. Also in this case, the driver 62 operates at the optimum grid movement start timing and the optimum grid movement speed set by the imaging controller.
[0098]
When the X-ray detector 52 is ready for imaging, the driver 62 returns an X-ray detector ready signal 704 to the imaging controller 24, and the imaging controller 24 uses the transition of this signal as an X-ray detector. Assert to the X-ray generator 4q as a line generation request signal 702. The X-ray generator 40 generates X-rays while the X-ray generation request signal 702 is given. When the predetermined X-ray dose is generated, the imaging controller 24 negates the X-ray generation request signal 702 and negates the X-ray imaging request signal 703 to notify the X-ray detector 52 of the image acquisition timing.
[0099]
Based on this timing, the driver 62 immediately stops the grid 54, and at this time, whether or not an external noise signal is present, whether or not the output of the external electromagnetic field detection means 66 is noise via the noise discriminator 67. Is determined based on the determined output.
[0100]
When the external noise is detected, the driver 62 does not start signal reading and waits until the external noise signal is turned off. When the external noise signal is turned OFF, the driver 62 starts the operation of the signal readout circuit 100 that has been in a standby state. After the grid 54 stationary time and a predetermined wait time for stabilization of the signal readout circuit 100, the processing for reading out the image data from the X-ray detector array 58 and acquiring the raw image in the image processor 26 based on the driver 62 is completed. Then, the driver 62 shifts the reading circuit 100 to the standby state again.
[0101]
Subsequently, the X-ray detector 52 acquires a corrected image. That is, the imaging sequence for the previous imaging is repeated, a dark image without X-ray irradiation is acquired, and the correction dark image is transferred to the image processor 26. Similarly, in this case, the driver 62 checks the external noise signal before reading out the signal. If the external noise is detected, the driver 62 waits until the signal is turned off and reads out the signal after the OFF. Do.
[0102]
At this time, the imaging sequence may differ slightly from time to time, such as the X-ray exposure time, but by reproducing the exact same imaging sequence including that, a higher quality image can be obtained. can get. However, the operation of the grid 54 is not limited to this, and it may be allowed to remain stationary in order to suppress the influence of vibration when substantially acquiring an image. In this case, after acquiring the image, the grid 54 is initialized at a predetermined timing that does not affect the image quality.
[0103]
FIG. 8 shows the flow of image data of the image processor 26. 801 is a multiplexer for selecting a data path, 802 and 803 are frame memories for X-ray images and approximate images, 804 is an offset correction circuit, 805 is a frame memory for gain correction data, 806 is a circuit for gain correction, and 807 is a defect. A correction circuit 808 is represented on behalf of other image processing circuits.
[0104]
The X-ray image acquired in the X-ray image acquisition frame Frxo frame in FIG. 7 is stored in the X-ray image frame memory 802 via the multiplexer 801, and then the corrected image acquired in the corrected image acquisition frame Frno frame. Are also stored in the dark image frame memory 803 via the multiplexer 801.
[0105]
The offset correction circuit 804 performs offset correction (for example, Frxo-Frno) after the image storage is almost completed, and subsequently uses the gain correction data Fg that is acquired in advance and stored in the gain correction frame memory. 806 performs gain correction (for example, (Frxo-Frno) / Fg). The data subsequently transferred to the defect correction circuit 807 continuously detects the X-ray by interpolating the image so as not to cause a sense of incongruity in the dead pixels and the connecting date part of the X-ray detector 52 composed of a plurality of panels. The sensor-dependent correction process derived from the device 52 is completed. Furthermore, after other general image processing such as gradation processing, frequency processing, and enhancement processing is performed in other image processing circuit 808, the processed data is transferred to the display controller 32 and monitored. A photographed image is displayed at 30.
[0106]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, even when there is a single external noise from the X-ray generator installed in the adjacent room, the reading timing of the sensor can be determined by checking when the external noise is read. It is possible to provide an appropriate X-ray image that is read out by shifting to the point where noise is eliminated and that does not superimpose extraneous noise.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic diagram showing an outline of an X-ray imaging system.
FIG. 2 is a circuit diagram showing an equivalent circuit of a first light detection unit.
FIG. 3 is a characteristic diagram showing an energy band of a first light detection unit.
FIG. 4 is a circuit diagram showing an equivalent circuit of a second light detection unit.
FIG. 5 is a schematic diagram showing a configuration example of a photodetector array.
FIG. 6 is a timing chart showing the concept of driving the photodetector array.
FIG. 7 is a timing chart of the X-ray imaging system of the first embodiment.
FIG. 8 is a flow block diagram showing processing of an acquired image.
[Explanation of symbols]
10 X-ray room
12 X-ray control room
14 Diagnostic room
20 System controller
21 Operator
24 Imaging controller
26 Image processor
30 monitors
40 X-ray generator
48 Sleeper for shooting
50 patients
52 X-ray detector
54 grid
58 Photodetector array
62 Driver
80 Photodetector
82 Switching Thin Film Transistor (TFT)
84 Bias power supply
85 Bias power supply
92 Line selector
100 signal readout circuit
